2.7.1. Магнитно-резонансная ангиография

Магнитно-резонансная ангиогра- фия (МРА) стала применяться с конца 80-х годов. На сегодняшний день МРА используется для иссле- дования практически всех сосуди- стых бассейнов человеческого орга- низма. Основное достоинство МРА состоит в том, что сосудистые

структуры могут визуализироваться с точностью до малейших деталей без использования контрастных средств в двухмерном или трехмер- ном (3D) формате. При примене- нии специальных методик МРТ можно количественно определить кровоток и его направление (по- добно ультразвуковой допплерогра- фии).

Физические принципы МРА и им- пульсные последовательности. При МРТ движущаяся кровь является естественным контрастом. Кровь может давать сигнал высокой или низкой интенсивности в зависимо- сти от скорости, характера и на- правления потока, а также от при- меняемой импульсной последовате- льности. Для МРА используют ускоренные, так называемые гради- ентные последовательности с уме- ньшенным углом отклонения век- тора намагниченности (FLASH, FISP, GRASS и им подобные) с ма- лым временем повторения импуль- сов (TR) — менее 100 мс, обычно 20—40 мс, очень коротким време- нем эха (ТЕ) — 1 — 12 мс и неболь- шим углом отклонения вектора на- магниченности (обычно 20—60°). Применяют двух- или трехмерные импульсные последовательности. Импульсные последовательности

263

оптимизированы таким образом, что движущаяся кровь имеет мак- симальную интенсивность сигнала, а неподвижные ткани — низкую.

Обе методики МРА основаны на двух главных параметрах, определя- ющих интенсивность изображения движущейся крови при МР-иссле- дованиях. Первая — времяпролет- ная МРА (TOF — time-of-flight) - использует время перемещения бо- люса крови из одной области в дру- гую за интервал между возбуждаю- щим и рефокусирующим радиочас- тотными импульсами. Вторая ме- тодика МРА — фазоконтрастная (PC — phase contrast) — использует для получения высокого сигнала от движущейся крови фазовый сдвиг спинов за определенный промежу- ток времени. Особенностью МРА является выбор размещения облас- тей предварительного насыщения сигнала (пресатурации). Они при- меняются для селективного выделе- ния артериальных или венозных со- судов.

Недостаток МРА заключается в возможности «выпадения» сигнала от кровотока из-за артефактов, тур- булентностей, малого калибра сосу- дов, насыщения сигнала от движу- щихся спинов и других причин. Это может приводить к переоценке сте- пени стеноза или ложноположите- льным заключениям. Пространст- венное разрешение метода (0,5— 1 мм) существенно ниже, чем у тра- диционной ангиографии.

MP-ангиография с контрастным усилением. Для устранения арте- фактов и сокращения времени ис- следования в последние годы все большую популярность приобретает МРА с контрастным усилением. Для этой цели используют хелаты гадолиния (гадолиний-ДТПА или ДТПА-БМА), которые вводят бо- люсно на задержке дыхания. Обыч- но применяют градиентные трех- мерные последовательности с ори- ентацией реконструируемых срезов во фронтальной плоскости, что по-

зволяет получать качественные ан- гиограммы исследуемых сосудов на большом протяжении без артефак- тов от дыхания. Желательно испо- льзование автоматического инъек- тора.

Для расчета времени начала запу- ска импульсной последовательно- сти желательно определение време- ни прибытия болюса контрастного вещества к первому срезу исследуе- мой области. Программное обеспе- чение томографа дает возможность получать график интенсивность- время и определять время прибы- тия болюса. При введении основ- ной дозы гадолиния (можно приме- нять дозу 20 мл, однако более каче- ственные изображения получают при применении 30—40 мл) задерж- ку начала введения препарата после запуска импульсной последователь- ности рассчитывают по специаль- ным формулам. Наиболее простой является следующая: время задерж- ки введения препарата равно поло- вине времени циркуляции болюса плюс 4 с. В этом случае максималь- ная концентрация препарата в аор- те создается во время середины сбора данных, что обеспечивает оп- тимальное контрастирование сосу- дов на MP-изображениях. Появи- лись специальные импульсные по- следовательности для автоматиче- ского запуска МРА после улавлива- ния программным обеспечением прибора повышения интенсивности сигнала (под воздействием гадоли- ния) в области интереса.

В последнее время новым шагом в развитии этой методики стало применение автоматического дви- жения стола, синхронизированного со скоростью движения болюса и выполнением импульсной последо- вательности, что дает возмож- ность получать высококачествен- ные изображения больших анато- мических областей с продольным ходом сосудов при одном введении контрастного вещества. Несмотря на то что МРА с контрастным уси-

264

Рис. 2.106. МРА брюш- ной аорты с контрастным усилением гадолинием.

лением существенно дороже, чем обычная МРА, все тенденции раз- вития MP-оборудования и его кли- нического использования показы- вают, что болюсное контрастирова- ние становится ведущей методикой MP-ангиографии брюшной аорты и ее ветвей. Ожидается, что примене- ние новых внутрисосудистых конт- растных препаратов, таких как кла- рискан фирмы «Никомед Амер- шем» или ангиомарк фирмы «Мал- линкродт» и подобных им, позво- лит повысить качество МР-ангио- грамм и увеличить временное «окно» для выполнения МРА с контрастированием (рис. 2.106).

Измерение скорости кровотока. МРТ чувствительна к эффектам кровотока. Это дает возможность

создать импульсные последователь- ности, позволяющие количественно определять скорость движения кро- ви в сосудах. Импульсные последо- вательности, служащие для количе- ственного определения скорости кровотока, основаны на времяпро- летном эффекте и фазовых сдвигах, возникающих при движении прото- нов крови в сосудах. Наиболее рас- пространенной является двухмер- ная фазоконтрастная методика из- мерения скорости кровотока. Она основывается на том факте, что фа- зовый сдвиг поперечной намагни- ченности движущихся протонов во время выполнения исследования пропорционален их скорости. При этом применяют градиентную по- следовательность для кино-МРТ

265

(FLASH), синхронизированную с ЭКГ, без градиентной компенсации эффектов кровотока в плоскости выбора среза. В этом случае полу- чают серию двухмерных изображе- ний, где интенсивность отдельных пикселов соответствует скорости кровотока. Кровь, движущаяся к наблюдателю, выглядит светлой, а от него — темной. При компьютер- ной обработке данных величину фазового сдвига пересчитывают в абсолютные значения скорости движения крови по сосуду с учетом направления ее движения. Поме- щая область интереса на исследуе- мый сосуд, компьютер томографа строит график изменения скорости движения крови на протяжении сердечного цикла через выбранную площадь. Если выбрать область ин- тереса равной поперечному сече- нию сосуда, то, используя значения интеграла площади под кривой, можно рассчитать минутный объем кровотока через выбранный сосуд.

2.7.2. КТ-ангиография

В традиционых системах КТ-иссле- дование выполняют от среза к сре- зу, используя пошаговое движение стола при каждом полном обороте рентгеновской трубки. В конце 80-х годов произошло революционное событие — появилась техника спи- ральной компьютерной томографии (СКТ), заключающаяся в постоян- ном вращении рентгеновской труб- ки при непрерывном поступатель- ном движении стола. Благодаря этому вместо отдельных срезов со- бирают данные из всего объема ис- следуемой области. Повышение ин- формативности исследований с внутривенным контрастированием обусловлено возможностью получе- ния последовательных серий срезов за короткие промежутки времени. Таким образом, именно СКТ дала толчок развитию такой высокоэф- фективной методики, какой являет- ся КТА. СКТ существенно повыси-

ла скорость выполнения исследова- ний; кроме того, после первичного сбора данных возможна перерекон- струкция срезов с любой толщи- ной, что улучшает качество трех- мерных реконструкций. В 1998 г. появились КТ-системы с одновре- менным сбором данных нескольких параллельных слоев (4—8) — мно- госпиральная КТ (МСКТ). Время выполнения одного среза при СКТ составляет 750—1200 мс, при МСКТ - 250-500 мс.

Наиболее быстрой разновидно- стью КТ является электронно-луче- вая томография — ЭЛТ (рис. 2.107). ЭЛТ обеспечивает время экспози- ции 50 мс и сканирование со ско- ростью 15—20 изображений в се- кунду. Эта скорость достаточна для исследований движущегося сердца: четко очерченные изображения мо- гут быть получены без использова- ния синхронизации с ЭКГ. Такую методику называют также кино-КТ, сверхбыстрой КТ, миллисекундной КТ, КТ пятого поколения.

Создатели ЭЛТ (фирма «Imat- гоn») отказались от традиционной схемы вращающейся трубки с де- текторами. В системах ЭЛТ в каче- стве источника рентгеновского из- лучения используют уникальную электронную «пушку». Рентгенов- ское излучение возникает при тор- можении пучка электронов воль- фрамовыми мишенями. Мишени (4 ряда вольфрамовых колец) со- браны в виде дуги 210° под столом пациента. Фокусировка и направле- ние пучка электронов контролиру- ются сложной системой электро- магнитных катушек; Массивные мишени обладают большой тепло- емкостью. Над мишенями находит- ся дуга с двумя параллельными ря- дами твердотельных детекторов (216°). Один ряд имеет 864 детекто- ра, другой — 432. Сочетание 4 ря- дов мишеней и 2 рядов детекторов дает возможность получать одно- временно 8 срезов (время выполне- ния каждого среза — 50 мс, матри-

Рис. 2.107. ЭЛТ. Общий вид.

ца — 312 или 256 элементов) без движения стола пациента. При тех- нологии ЭЛТ полностью отсутству- ет механическое вращение системы трубка — детекторы. Для исследо- ваний с высоким пространствен- ным разрешением применяют один ряд из 864 детекторов. В этом слу- чае время выполнения одного среза при матрице 512 х 512 составляет 100 мс. В результате подобного тех- нического решения ЭЛТ способен за несколько секунд генерировать большое количество изображений. Такая высокая скорость требует мощной системы сбора и обработки данных. Блок сбора «сырых» дан- ных смонтирован на гентри томо- графа и соединен с детекторами и предусилителями фиброволокон- ной оптикой. Скорость сбора и оцифровки данных составляет 14,4 мегабайта в секунду. Система сбора данных в настоящее время позволяет выполнять 124 после- довательных среза с матрицей 512x512 за 15 с при объемном

(спиральном) режиме томографи- рования. Оборудование для ЭЛТ дороже, чем для обычной КТ. Од- нако можно сказать, что примене- ние этого метода оправдано не только с медицинской, но и с эко- номической точки зрения, так как он предоставляет уникальную ин- формацию, недоступную другим КТ-системам, для получения кото- рой пришлось бы применять более дорогостоящие и потенциально опасные для жизни пациента ис- следования (например, шунтогра- фии, рентгеноконтрастной ангио- графии). Кроме того, метод обеспе- чивает более высокую пропускную способность.

Методика выполнения СКТ. Обычно при КТ толщина среза варьирует от 1 до 10 мм. В случае КТА желательна меньшая толщи- на среза, так как при этом может улучшаться качество трехмерных реконструкций сосудов, однако ухудшается соотношение сигнал/ шум, увеличивается число срезов

267

и время, необходимое для выпол- нения спирали на фоне задержки дыхания пациентом. По этой при- чине обычно при исследованиях мелких сосудов толщину среза вы- бирают равной 1,5—3 мм, более крупных — 5—6 мм. Скорость дви- жения стола выбирают в пределах 5—20 мм. Она зависит от протяжен- ности области исследования и вре- мени сканирования (обычно 15— 40 с). Реконструкция с перекрыти- ем срезов на 25—50 % (например, срезы по 4—5 мм с шагом 1—3 мм) уменьшает помехи и ступенчатые артефакты на трехмерных и много- плоскостных реконструкциях. По- скольку СКТ является объемной методикой визуализации, реконст- рукция перекрывающихся срезов не приводит к повышению лучевой нагрузки, как это происходит при обычной КТ. При СКТ более тон- кие или перекрывающиеся срезы можно перереконструировать после окончания исследования, про- странственное разрешение вдоль оси томографа будет лучше при не- больших значениях шага спирали (1-1,5).

При СКТ интегральным показа- телем взаимоотношения коллими- рования, движения стола и враще- ния трубки является шаг (наклон витков) спирали (pitch). Этот пара- метр выражается отношением ско- рости движения стола томографа к толщине среза (ширине коллимато- ра), умноженым на время одного полного (360°) оборота трубки. По- скольку сбор данных происходит непрерывно, то возможно увеличе- ние величины pitch выше 1 (стол перемещается на расстояние, пре- вышающее толщину среза), если необходимо быстро пройти боль- шую анатомическую область. Каче- ство изображения при этом снижа- ется незначительно. Если необхо- димо получить трехмерные рекон- струкции высокого качества, мож- но выполнить исследование с пере- крытием срезов и величиной

pitch < 1. Для достижения наилуч- ших результатов при КТА требуется мощная рентгеновская трубка (не менее 5 млн тепловых единиц, MHU), время полного оборота ко- торой не превышает 1 с.

Для КТА необходим автоматиче- ский инъектор. До введения конт- растного препарата оценивают время циркуляции. Качество изоб- ражений зависит от выбора прави- льного начала сканирования по от- ношению к моменту введения кон- трастного препарата. При КТА не- обходимо выполнять томографиро- вание именно в тот временной ин- тервал, когда концентрация контра- стного препарата в просвете сосуда достигает пиковых значений. Здесь возможны два подхода. Первый — использовать известные из практи- ки усредненные времена прохожде- ния болюса через зону интереса при введении контрастного вещест- ва в периферическую вену. В каче- стве ориентиров можно привести следующие величины.

Примечание. Значения указаны для введения препарата в локтевую вену со скоростью 2—3 мл/с при нормальных значениях гемодинамики.

Более надежной является мето- дика прямого введения в зону «ин- тереса» пробного болюса контраст-

268

ного вещества. В этом случае вы- полняют динамическое исследова- ние (10—20 срезов) через заданные временные интервалы (1—2 с) на одном и том же анатомическом уровне после введения 10—20 мл контрастного препарата со скоро- стью 2—5 мл/с. После этого, испо- льзуя количественную оценку вы- бранной области интереса, строят кривые «плотность — время», по которым возможно определить оп- тимальные временные параметры введения препарата. КТА выполня- ют в спиральном режиме при задер- жке дыхания. При исследовании артерий нижних конечностей за- держка дыхания необязательна. При необходимости (исследование протяженных анатомических зон) выполняют повторное объемное ис- следование на фоне введения вто- рого болюса контрастного вещест- ва. Объем введения обычно состав- ляет 100—150 мл неионного конт- растного вещества с концентрацией 300—350 мг йода/мл (омнипак и подобные препараты). При повтор- ных инъекциях объем введения мо- жет достигать 300—500 мл, что до- статочно безопасно при условии использования современных не- ионных препаратов.

Обработка данных КТА и МРА. Возросшие возможности компью- терной обработки данных МРА и КТА привели к тому, что все чаще томографию выполняют с целью создания объемных трехмерных ре- конструкций сосудистых структур для хирургов с целью лучшей пред- операционной оценки особенно- стей анатомии и планирования опе- ративного вмешательства.

Двухмерные изображения МРА, спиральную КТ, ЭЛТ и КТА оцени- вают по стандартной методике. При стандартной КТ подавляющее боль- шинство исследований выполняют в поперечной плоскости, что огра- ничивает ее информативность, осо- бенно для исследования сосудов. Возможность получения изображе-

ний в любой плоскости является важным преимуществом МРТ и МРА перед КТ. Однако объемный характер томографирования открыл новые возможности для создания различных типов трехмерных ре- конструкций при КТ. Еще несколь- ко лет назад создание трехмерных изображений требовало значитель- ных затрат времени и ресурсов и практически не использовалось в клинике.

На современном уровне разви- тия компьютерной техники созда- ние трехмерных реконструкций превратилось в достаточно быст- рую и относительно простую про- цедуру.

Потребность в объемном пред- ставлении данных при КТА особен- но велика из-за большой протяжен- ности области исследования. В на- стоящее время существуют следую- щие основные методики трехмер- ного отображения данных КТА и МРА:

• MPR — многоплоскостная ре- конструкция;

• MIP — проекция максимальной интенсивности;

• SSD — реконструкция с зате- ненной наружной поверхностью;

• VRT — объемный рендеринг;

• VA — виртуальная ангиоскопия.

Здесь и далее использованы анг- лийские аббревиатуры методик ре- конструкций, поскольку именно они фигурируют в программах об- работки изображений консолей то- мографов и рабочих станций.

Следует отметить, что для неко- торых типов трехмерных реконст- рукций требуется предварительная обработка набора двухмерных по- перечных срезов для удаления структур (например, костей, петель контрастированного кишечника), мешающих визуализации сосудов или других органов.

MPR — многоплоскостные рекон- струкции изображений — наибо- лее старая методика отображения данных томографических методов

269

Рис. 2.108. Многоплоско- стная реконструкция аор- ты.

а — поперечный срез; б — сагиттальный; в — фрон- тальный.

(рис. 2.108). Она очень удобна для исследований аорты (аневризмы и расслоения аорты), но гораздо ме- нее пригодна для отображения мел- ких сосудов.

MIP — проекции максимальной ин- тенсивности — являются основным методом отображения сосудов при МРА. Набор из полученных двух- мерных реконструкций можно вра-

270