Методика магнитно-резонансной томографии

Исследование выполняли на МР-системе«MagnetomEspree»(SiemensMedicalSystems,Германия) с индукцией магнитного поля 1,5 Тл. Принимая вовнимание протяженность исследования, пациентам с выраженным болевымсиндромом непосредственно перед началом сканирования выполнялосьмедикаментозное обезболивание, что позволяло, во-первых,обеспечить толерантность пациента, и, во-вторых,минимизировать двигательные артефакты. Также перед началомсканирования пациентам рекомендовали опорожнить мочевой пузырь.

Исследование выполняли в положении пациента лежа на спине головой ктоннелю магнита, перед началом сканирования вокруг зоны интереса (отсвода черепа до середины бедра) размещали принимающие катушки:квадратурные катушки для исследования головы и шеи и двеповерхностные катушки для туловища. Поверхностные катушки размещались строго друг за другом без наложения и «свободных» промежутков, что обеспечивалонепрерывность получаемых изображений. Позиционирование катушек иукладка пациента проиллюстрированы на рисунке 1.

Рисунок 1. Размещение катушек при подготовке больного к выполнениюМРТ аксиального скелета.

Для разметки основных блоков срезов первым выполняли scoutизображения в виде 3 срезов в трех плоскостях (сагиттальной,фронтальной и аксиальной) с использованием модифицированнойимпульсной последовательности HASTE(Half-FourierAcquiredSingle-ShotTurboSpinEcho).Сканирование последовательно осуществляли для 4 «отделов»(голова-шея, грудь-живот,живот-таз, таз-бедро)с управляемым каудальным смещением стола на 25 см для каждого«отдела» и последующим совмещением полученныхизображений.



При позиционировании основных блоков срезов использовали функцию ихавтоматического смещения; при этом для позиционирования серий ДВИпланировалось пересечение блоков на 2 см по z-оси,что позволяло предотвратить появление «слепых»промежутков и делало возможным построение многоплоскостныхреконструкций (Рисунок 2).

а б

Рисунок 2.Расположение серий ДВИ на топограмме при сборе данных вофронтальной (а) и сагиттальной (б) плоскости.

Блоки срезов размещены таким образом, чтобы обеспечить перекрытие поz-оси на 2 см (белаястрелка протяженность блока, черная стрелка – участкиперекрытия).

МР-исследованиеаксиального скелета предполагало выполнение 3 типов импульсныхпоследовательностей: (1) ДВИ, (2) STIR(ShortTauInversionRecovery), (3)T1-ВИ turbo spinechoи gradientecho.

Диффузионно-взвешенныеизображения всего тела первично получали в аксиальной плоскости. Всочетании с переднезадним направлением фазово-кодирующего градиента это позволяло адаптировать поле обзорапод конституционные особенности пациента, снижало дисторциюизображений, а также при поддержании нулевого расстояния междусрезами позволяло реконструировать полученные блоки данных впроизвольных плоскостях (обычно в ортогональной сагиттальной ифронтальной).

Каждый блок ДВИ включал 40 срезов толщиной 5 мм без расстояния междусрезами, что позволяло покрыть зону протяженностью до 20 см по z-оси.Таким образом, для получения ДВИ всего тела (от свода черепа досередины бедра) требовалось 5-6последовательных блоков в зависимости от роста пациента.

Для исследования применяли модифицированные эхо-планарныепоследовательности со следующими параметрами сбора данных: числосрезов -40, толщина среза -5 мм, расстояние между срезами -0 мм, поле обзора -45х34 см, TR-11,400 мс, TE-87 мс, число усреднений -8, матрица -128х128, полоса частот -2056 Гц/пиксель, факторы взвешенности -50, 900 с/мм2,TI -180 мс.

При модификации импульсной последовательности для получения ДВИ

всего тела мы придерживались двух основных целей: поддержаниемаксимально высокого соотношения сигнал/шум (SNR) и минимизацияартефактов, к которым весьма восприимчивы эхо-планарныеимпульсные последовательности.

В отличие от ДВИ отдельных органов и анатомических областейподдержание высокого разрешения в плоскости среза (т.е. высокойматрицы и малого поля обзора) при ДВИ тела не имело большогозначения, и даже было нежелательным, т.к. неизбежно сопровождалосьпадением соотношения сигнал/шум (SNR).В особенности от этого страдали изображения с высоким b фактором,которые имели основное значение для выявления и характеристикиочагов.

Высокие значения соотношения сигнал/шум (SNR)позволяли достичь оптимальной контрастности патологических очагов нафоне сниженного сигнала от неизмененных тканей. Для поддержаниявысокого соотношения сигнал/шум использовали толщину среза 5 мм при матрице в направлении фазовогокодирования 128 и максимальным возможным числом усреднений в пределахотведенного времени.

Важным аспектом поддержания высокого соотношения сигнал/шум являлосьподдержание низких значений времени эхо (TE)– менее 100 мс. Влияние TEна соотношение сигнал/шум и контрастность изображенийпроиллюстрировано на рисунке 3.

а б

Рисунок 3.Влияние времени эхо (ТЕ) на соотношение сигнал/шум (SNR)диффузионно-взвешенныхизображений.

ДВИ с ТЕ 150 мс (а) и 87 мс (б), прочие параметры сбора данныхидентичны. Изображение с меньшим ТЕ наглядно демонстрирует болеевысокий SNR.

Для поддержания минимального TEи нивелирования артефакта химического сдвига целесообразнымявлялось использование высоких значений полосы частот. Однакочрезмерно высокие значения данного параметра сопровождались падениемсоотношения сигнал/шум и появлением артефакта Найквиста в видедублирования изображений в направлении фазово-кодирующего градиента. Таким образом, полоса частот требовалаобдуманной адаптации, применение значений порядка 2050 Гц/пиксельпозволяло достичь необходимого баланса эффектов данного параметра.

Как известно, с целью минимизации артефактов химического сдвига МР-диффузия всего тела необходимо комбинировать с подавлениемсигнала от жировой ткани. Для получения ДВ-изображенийвсего тела мы использовали жироподавление на основании алгоритмаинверсии-восстановление(STIR) со временеминверсии 180 мс. Такое сочетание, во-первых,позволяло минимизировать артефакты, обусловленные негомогенностьюмагнитного поля, т.е. нивелировало артефакты от газа в легких ипросвете кишки, от обызвествлений, кровоизлияний и металлическихструктур (к примеру, хирургических клипс). Это также делало возможнымполучение изображений такой сложной для МР визуализации зоны какгрудная клетка, а также существенно уменьшало число артефактов привизуализации нижнего отдела шеи, области плеч, молочных желез и ног.

Во-вторых, сочетаниеДВИ-STIRпозволяло достичь однородного подавления сигнала от жировойткани при использовании большого поля обзора, а такжехарактеризовалось более высокой контрастностью патологических очаговна фоне низкого сигнала от фоновых неизмененных тканей чемальтернативное частотно-селективноежироподавление (Рисунок 4).

а б

Рисунок 4.Пример ДВИ с различными алгоритмами подавления сигнала отжировой ткани: а – частотно-селективноежироподавление, б -ShortTauInversionRecovery(STIR).

На изображениях с частотно-селективнымжироподавлением имеются выраженные периферические артефакты отнедостаточного подавления сигнала от жировой ткани (стрелки), на изображениях ДВИ+STIRснижение сигнала от жировой ткани является более однородным.

При получении ДВИ нами использовались два фактора взвешенности (b-фактор). Меньший b-факторсоставлял 50 с/мм2

и использовался для получения изображений сподавлением сигнала от движущейся крови, в остальном контрастностьтаких сканов мало отличалась от Т2-ВИс подавлением сигнала от жировой ткани. Максимальный bфактор составлял 900 с/мм2,что позволяло, во-первых, эффективно подавлять сигнал от фоновых неизмененныхтканей, во-вторых, контрастно визуализировать участки отека,патологической инфильтрации и новообразования различной локализации,и, наконец, поддерживать достаточно высокий SNR,ведь чем выше значение b фактора, тем меньше сигнала будетприсутствовать на изображениях. Кроме того, максимальное значение b900 с/мм2

позволяло удерживать приемлемое время сбораданных, т.к. чем больше максимальный bфактор, тем больше времени требуется для полученияизображений.

Использование двух b-факторовпозволяло рассчитать измеряемый коэффициент диффузии (ИКД), которыйпредставляет собой ее количественный эквивалент (Рисунок 5).

а б в

Рисунок 5.Пример получения ДВИ с картами измеряемого коэффициентадиффузии в аксиальной плоскости.

Изображения выполнены на идентичном уровне: ДВИ с b-фактором50 с/мм2

(а) характеризуются контрастностью, похожей наТ2-ВИ с подавлениемсигнала от жировой ткани, на ДВИ с b-фактором900 с/мм2

(б) отмечается эффективное подавление сигнала отнеизмененных тканей и становится более контрастным очаг в теле позвонка (стрелка). На карте ИКД (в)контрастность напрямую определяется скоростью броуновского движения втканях молекул воды и отличается от таковой на ДВИ.

ИКД рассчитывали для каждого вокселя изображения и представляли ввиде параметрических карт, автоматически генерируемых МР системой наосновании расчета сложной биэкспоненциальной зависимости. ИзмеренияИКД производились вручную, для этого на ДВ изображениях выбирали зонуинтереса, которая затем копировалась на карту ИКД.

После получения всех блоков ДВИ их объединяли в единый массив, дляэтого, а также во избежание краевой дисторции изображений, припланировании серий необходимо было убедиться в том, чтопоследовательные блоки перекрываются не менее чем на 2 см по z-оси.Из такого массива затем вторично получали многоплоскостныереконструкции с толщиной среза 5 мм и изображения максимальнойинтенсивности (MIP). Дляудобства интерпретации вторичные изображения также представляли синверсией шкалы серого (Рисунок 6).

МР-исследованиеаксиального скелета являлось частью протокола МРТ всего тела, которыйпомимо ДВИ включал Т1-ВИ иSTIRв аксиальной и сагиттальной плоскости, параметры импульсныхпоследовательностей приведены в таблице 3.

Точную анатомическую локализацию для ДВИ определяли по STIRв аксиальной плоскости, т.к. эта последовательность объединяетв себе высокую контрастность, достаточно высокую скорость сбораданных, однородное подавление сигнала от жировой ткани при большомполе обзора и низкую чувствительность к артефактам. Без анатомическихизображений интерпретировать ДВИ в аспекте локализации очаговдостаточно сложно, т.к. эта последовательность направлена надостижение максимально высокого соотношения сигнал/шум в ущербпространственной детализации.

а б в

Рисунок 6.Пример постпроцессингового представления ДВИ аксиальногоскелета.

MIPв сагиттальной (а) и фронтальной (б) плоскости с инверсиейшкалы серого, MPR вофронтальной плоскости.

STIRполучали в виде последовательных блоков срезов в аксиальнойплоскости. Для груди и живота сбор данных проводили с адаптацией кдыханию посредством триггера, устанавливаемого на верхнюю точкуправого купола диафрагмы. Для прочих анатомических областей сборданных выполняли без учета рисунка дыхания.

Для исследования Т1 контрастности протокол МРТ всего тела включал Т1-ВИ gradientechoс двумя значениями ТЕ (2,2 мс и 4,4 мс), что позволяло за одинсбор данных получать помимо традиционных Т1-ВИс противофазой вода-жир.Артефакт химического сдвига, возникающий на таких изображениях,позволял достоверно дифференцировать очаги реконверсии красногокостного мозга от патологических инфильтратов (Рисунок 7).

а б в

Рисунок 7.Применение Т1-ВИ(градиентное эхо в противофазе вода-жир)в визуализации красного костного мозга.

Локальная реконверсия красного костного мозга (стрелка) на фоне егодиффузного жирового замещения у пациентки с тяжелой анорексией.Красный костный мозг характеризуется сигналом низкой интенсивности настандартном Т1-ВИ (а), приэтом за счет артефакта химического сдвига и подавления сигнала отвнутриклеточного жира он становится резко гипоинтенсивным на Т1-ВИв противофазе (б); на STIR(в) сигнал от красного костного мозга слабо гиперинтенсивный.

Изображения в Т1-ВИполучали в аксиальной плоскости в виде последовательных блоков,покрывая всю зону сбора данных (от свода черепа до середины бедра);для груди и живота сбор данных проводился на задержке дыхания, дляпрочих областей тела – на свободном дыхании.

После первого применения протокола МРТ всего тела в виде ДВИ+STIR+T1-ВИ со сбором данных только в аксиальной плоскости на небольшойгруппе добровольцев стало очевидным, что этой плоскости сбора данныхнедостаточно для адекватной оценки позвоночного столба, являющегосячастой мишенью метастазов. В аксиальной плоскости сложнодифференцировать межпозвоночные диски и замыкательные пластинки телпозвонков, а локализация очаговых изменений в костном мозге позвонков относительно этих анатомических структур имеет большое значение для определения природы изменений.

Для преодоления этого недостатка мы включили в протокол STIRи T1-ВИ turbospinechoв сагиттальной плоскости с двумя «отделами» сбораданных: первый отдел предполагал получение изображений шейного иверхнегрудного отделов позвоночника, а второй – нижнегрудного ипояснично-крестцовогоотделов.

Обобщенные параметры разработанной методики высокопольной МРТаксиального скелета представлены в таблице 3.

Таким образом, нами была разработана методика МРТ аксиального скелетас применением МР-диффузии,позволяющая выявлять и характеризовать очаговые изменения костногомозга.

Протокол сканирования включает получение ДВИ с двумя факторамивзвешенности b50, 900 мм2/сс картами ИКД, позволяющими количественно оценить изменения диффузиимолекул воды.

Постпроцессинг ДВИ в виде MIP и MPRс инверсией шкалы серого предоставляет возможность быстрогообзора всего массива полученных данных с высокой контрастностьюпатологических очагов.

Помимо ДВИ протокол исследования аксиального скелета пациентовпредполагает получение T1-ВИи STIRв аксиальной и сагиттальной плоскости, что уточняетанатомическую локализацию и морфологический субстрат выявленныхизменений.

Методика МР-исследованияаксиального скелета








scout

ДВИ акс

STIR

акс

T1-ВИ

акс

STIR

саг

T1-ВИ

саг

Число срезов

3

40

35

24

13

15

Толщина среза, мм

7.0

5,0

6,0

6,0

4,0

4,0

Расстояние между срезами, мм


10


0


1,2


1,2


0,4


0,4

Поле обзора,

мм

340х340

450х337

380х380

380х320

300х300

300х300

TR, мс

1500

11400

3800

105

4000

562

ТE, мс

95

87

72

2,31

4,83

37

9,7

Число усреднений

1

8

1

1

2

2

Матрица

256х256

128х128

320х224

256х256

256х256

256х256

Полоса частот,

Гц/пиксель

399

2056

284

390

191

199

Турбо фактор

256

96

32

-

11

3

Направление фазово- кодирующего градиента


Сперед и назад


Спереди назад


Спереди назад


Спереди назад


Сверху вниз


Сверху вниз

Факторы взвешенности (b), c/ мм2


-

50

900


-


-


-


-

Подавление сигнала от жировой ткани


-


+


+


-


+


-

Время сбора данных

0:15

3:37

1:16

0:39

3:18

1:34

Общее время сбора данных

~45 мин

Рекомендуем к просомтру

www.kievoncology.com благодарны автору и издательству, которые способствует образованию медицинских работников. При нарушении авторских прав, сообщите нам и мы незамедлительно удалим материалы.