Магнитно-резонансная Эластография

Акустические волны, используемые в MRE, генерируются специальной системой активного возбуждения. Из-за ограничений на использование магнитных компонентов в сильном магнитном поле активный драйвер обычно располагается вдали от МРТ-сканера или за пределами кабинета сканирования, энергия подается пациенту через ряд трубок или других разъемов, а пассивный драйвер подсоединяется к телу.  Рис. 12.1 иллюстрирует стандартные настройки драйверов, используемые для МРТ брюшной полости и головного мозга. Эта установка может доставлять в организм звуковые волны сжатия, которые преобразуются в сдвиговые волны на границах раздела тканей с различным акустическим сопротивлением.¹⁰ Поскольку большая часть поперечных волн генерируется в тканях, а не на поверхности возбуждения, их эффективное расстояние распространения короче, и они испытывают меньшее затухание. Кроме того, с помощью этого подхода можно получить изображение органов, расположенных за структурами, которые ослабляют поперечные волны, таких как череп, грудная клетка и жидкость, ¹¹. Пассивный драйвер может быть выполнен в виде пластикового “барабана» или мягкой “подушки”. Драйвер подушки, генерируя волны с несколько меньшей эффективностью, имеет тенденцию к лучшей связи с телом, что приводит к лучшей передаче энергии. В результате волны, поступающие в печень, по-прежнему имеют достаточную амплитуду и более параллельны, что приводит к снижению помех и более точным изображениям жесткости (эластограммам). Подушка-манипулятор также более удобна для пациента. Для пользовательских приложений могут быть полезны более высокие частоты поперечных волн (> 60 Гц). Их можно более эффективно генерировать с помощью пользовательских драйверов, которые будут рассмотрены в разделе 12.3 Новые приложения.

Рис. 12.1 Общие настройки коммерческих акустических драйверов для магнитно-резонансной эластографии печени (a) и головного мозга (b).

При МРЕ можно получить либо двумерные (2D) срезы, либо трехмерные (3D) объемы, что позволяет охарактеризовать целые органы. Информация о распространении поперечной волны закодирована в фазовых изображениях МРТ, в то время как анатомическая информация содержится в изображении амплитуды ( рис. 12.2). Кодируемая фаза прямо пропорциональна смещению ткани в каждом пикселе вдоль направления кодирования движения (обычно выполняется в направлении сквозной плоскости для клинической МРЕ). Для получения изображения распространения волны с течением времени обычно получают несколько фазовых изображений с различными смещениями между применяемым движением и кодированием (называемыми фазовыми смещениями). Движение с высокой амплитудой может привести к искажению фазы. Фазовые изображения обычно предварительно обрабатываются с использованием фазового разворачивания, направленной фильтрации, частотной фильтрации или обработки завитков¹² (для удаления продольных волн), полиномиальной подгонки или другого метода сглаживания.¹³ Обработанные фазовые изображения обычно называются волновыми изображениями. На основе этого рассчитывается количественная эластограмма, которая содержит значения жесткости для каждого пикселя в единицах килопаскалей (кПа). Волновые изображения и эластограммы, или карты жесткости, часто отображаются в цвете, но также могут быть в оттенках серого.

Рис. 12.2 Магнитно-резонансная эластография печени (MRE) у нормального (a, b, c) и фиброзного (d, e, f) пациента. Патологию невозможно идентифицировать на магнитудном изображении (a, d), но она отчетливо видна на эластограммах (c, f). Рисунок в виде шахматной доски представляет собой маску, основанную на стандартном пороге достоверности 95%. Обратите внимание, что ослабление волны выше в мягкой печени, в результате чего (e) имеет более высокую амплитуду волны, чем (b).

Клиническая версия MRE использует стандартную инверсию с фиксированными параметрами для расчета эластограмм. Для доклинических исследований других органов был разработан ряд инверсий. С помощью инверсий могут быть рассчитаны различные параметры эластичности, все из которых в литературе могут быть условно обозначены как “жесткость”. Модуль сдвига, G, является комплекснозначным параметром, который состоит из модулей накопления, G‘, и потерь, G”, G = G‘ + i*G” (иногда обозначается μ = μ_r + i*μ_i). G описывает, как энергия накапливается и высвобождается тканью. В публикациях это иногда называют “жесткостью”. G” связан с потерей энергии в ткани и задержкой реакции на раздражитель. Чисто эластичный материал имел бы G” = 0, не имел бы затухания и не проявлял бы задержки между приложенным напряжением и реакцией ткани. Инверсии, использующие скорость сдвиговой волны (c_с) или длину волны (λ) для расчета жесткости, не позволяют рассчитать G‘ и G”, вместо этого вычисляют эффективный модуль сдвига, равный 2 или ρ *(λ*f^),2 где ρ — плотность ткани, а f — частота вибрации.» Инверсионный расчет комплексного модуля упругости при сдвиге может указывать либо на отдельные его части, либо на его абсолютное значение:  . Во многих публикациях эту величину также называют “жесткостью” или “жесткостью при сдвиге”, и она рассчитывается в соответствии с клинической версией MRE, одобренной FDA. Величина модуля сдвига, |G|, всегда будет больше модуля накопления, с разницей в диапазоне от 10% до 50% для большинства тканей, в зависимости от значения G”. Модуль Юнга, измеряемый ультразвуком, очень близок к 3  . Обратите внимание, что все модули сдвига измеряются в единицах килопаскалей (кПа). Клиническая МРТ печени показывает модуль сдвига, который напрямую связан с модулем Юнга, используемым при ультразвуковом исследовании. Модули, используемые в других приложениях, отмечены в соответствующих разделах. Пользовательские инверсии могут быть способны вычислять другие параметры, обычно требующие многочастотного сбора данных, ^14,15,16,17 которые могут иметь более высокую прогностическую ценность, чем жесткость в конкретном приложении. Модули сдвига и потерь, а также затухание поперечной волны имеют тенденцию увеличиваться с увеличением частоты, и их значения следует сравнивать только на одних и тех же или похожих частотах.

Обратите внимание, что все значения жесткости MRE в этой главе приведены в виде модуля сдвига, G, выраженного в килопаскалях (кПа), что составляет примерно треть модуля Юнга, который определяется с помощью ультразвуковых методов и также выражается в килопаскалях.

Значение MRE было исследовано для ряда применений, отличных от стадирования фиброза печени. Возможность применения была продемонстрирована в таких органах, как головной мозг, почки, мышцы и легкие, а также при опухолях молочной железы, головного мозга и печени. Ряд приложений продемонстрировали предварительную диагностическую ценность и являются областями активных исследований и могут быть доступны для клинических целей в будущем. В первую очередь будет рассмотрено одобренное FDA приложение для исследования печени с четко установленными параметрами и настройками, за которым последуют доклинические приложения, в которых может использоваться либо клиническая версия MRE, либо пользовательские драйверы и инверсии.

12.2 Магнитно-резонансная эластография фиброза печени

Наиболее клинически важным и широко распространенным применением МРЭ является выявление и стадирование фиброза печени. Цирроз печени с осложнениями в виде гепатоцеллюлярной карциномы и портальной гипертензии является одной из ведущих причин смертности во многих развитых странах. Такие состояния, как гепатит В и С, неалкогольная жировая болезнь печени (НАСГ), фармакологическая токсичность и обструкция желчевыводящих путей, могут приводить к воспалению и некрозу паренхимы печени с последующим отложением значительного количества внеклеточной соединительной ткани, приводящей к фиброзу печени и, если этот процесс продолжается, к циррозу. MRE способна обнаруживать увеличение жесткости печени в результате фиброза с замечательной чувствительностью 98% и специфичностью 99%.² Недавние данные показывают, что фиброз можно эффективно обратить вспять путем устранения этиологии хронического заболевания печени, особенно в случае хронического вирусного гепатита с использованием нового противовирусного лечения.^18,19 С появлением новых методов лечения и перспективой обратимости фиброза печени неинвазивный и надежный метод определения стадии фиброза важен как для испытаний лекарств, так и для индивидуального наблюдения за пациентами и оптимизации дозы. Текущий золотой стандарт, биопсия печени, сопряжен с риском осложнений и подвержен ошибкам из-за небольшого размера выборки и плохого согласования данных между наблюдателями.^20,21,22 MRE позволяет неинвазивно определить стадию фиброза с высокой точностью,⁸ что значительно лучше, чем анализ функции печени в сыворотке,^3,23 или любой другой неэластографический метод.⁶

Ультразвуковая транзиторная эластография (FibroScan, Echosens, Париж, Франция) — еще один метод, который способен диагностировать фиброз на основе изменения жесткости. Она позволяет получить количественное измерение жесткости вдоль одномерной (1D) линии с использованием ультразвукового преобразователя как для возбуждения, так и для выборки поперечных волн. Методы ультразвуковой эластографии на основе ARFI позволяют измерить жесткость печени в небольшой (5 мм x 5 мм) области интереса (точечная эластография сдвиговой волной, [pSWE]) или в большем поле зрения — около 20 см ³ (двумерная эластография сдвиговой волной [2D-SWE]). Некоторые производители предоставляют 2D-SWE оценку жесткости печени в режиме реального времени. Преимущество MRE заключается в возможности взять образец всего органа, что снижает погрешность отбора проб и практически не зависит от оператора. Ее точность лучше или равна точности временной эластографии,^23,24,25,26, в то время как стоимость МРЭ, выполняемой в рамках ограниченного МРТ-исследования, примерно в два раза выше, чем у фиброскана.²⁶ Противопоказания к МРТ включают такие же, как для любого МРТ-исследования, например, клаустрофобия пациента или металлические имплантаты, хотя многие современные имплантаты, даже кардиостимуляторы, сделаны безопасными для МРТ с ограничениями по последовательности получения.²⁷

Два МРЕ-исследования печени пациента с нефиброзом и циррозом печени показаны на  рис. 12.2. На снимках магнитно-резонансной томографии (a) и (d) показаны анатомические изображения. На (b) и (e) показаны однофазные изображения, содержащие моментальный снимок информации о распространении волны. Длина волны у пациента с циррозом печени, в (e), больше, чем у нормального пациента. Это различие отражено на эластограммах (c) и (f).

Средняя жесткость печени здоровых людей при частоте 60 Гц составляет от 2,1 до 2,3 кПа в западной популяции^7,28,29 и 2,1 кПа в азиатской популяции.³⁰ Пол, возраст и индекс массы тела, по-видимому, не влияют на жесткость печени. Диагностический порог для отделения здоровой печени от фиброза 1 стадии широко принят равным 2,93 кПа.² Диагностическая серая зона вокруг этого порога, при которой следует с наибольшей осторожностью рассматривать анамнез пациента, составляет приблизительно ± 0,5 кПа и примерно основана на стандартном отклонении жесткости у нормальных людей, которое составляет от 0,3 до 0,6 кПа.^2,7 Продольные различия в жесткости печени, составляющие примерно от 20 до 30% (0,6–0,9 кПа для пациентов с подозрением на фиброз), обычно представляют значимые изменения. Рекомендуемые значения жесткости среза для более высоких стадий фиброза можно найти в литературе.^2,23,24 Ряд недавних исследований с ретроспективным использованием данных больших групп населения подтвердили высокую точность МРЕ при определении стадии фиброза. Эти исследования могут привести к уточнению пороговых значений начальной стадии, возможно, предоставляя отдельные пороговые значения для различных этиологий.^3,8,9

Печень — один из самых простых органов для выполнения эластографии, поскольку предположения об инверсии хорошо удовлетворяют из-за ее размера, относительной однородности и изотропии. Многие подходы к получению и инверсии данных могут дать хорошие результаты в ткани печени. Кроме того, новые методы МРТ, такие как многочастотная МРТ³¹ или более быстрые методы получения данных,³² часто тестируются в печени. Хотя исследовательские работы имеют значительные различия в методологии и настройках параметров, методика, используемая в клинической МРТ, одобренной FDA, строго стандартизирована. Повторяемость MRE с использованием этой методологии очень высока, при этом коэффициенты внутриклассовой корреляции значительно превышают 0,9 для жесткостей, полученных при повторных съемках на том же сканере, ³³ сравнениях между поставщиками, ³⁴ и расчете жесткости на основе полученных изображений.³³ Частота отказов также довольно низкая (около 5,6%) и происходит в основном из-за перегрузки печени железом или ошибки оператора при настройке драйвера MRE.³⁵ Перегрузка железом вызывает снижение интенсивности сигнала из-за эффекта T2*, ограничивающего возможность мониторинга поперечных волн. Благодаря высокой точности, неинвазивности и высокой воспроизводимости магнитно-резонансной томографии ряд клиник используют ее вместо биопсии в качестве основного метода выявления фиброза.

Наиболее распространенным показанием к проведению МРЭ печени является наличие известных факторов риска развития фиброза, таких как жировая дистрофия печени, вирусный гепатит или другое хроническое заболевание печени. Другим распространенным показанием является наблюдение за пациентами с известным фиброзом. Получение МРЕ занимает менее минуты, а эластограммы впоследствии автоматически рассчитываются на сканере менее чем за 3 минуты. Затем данные передаются на рабочую станцию для рисования области интереса (ROI), выполняемого техниками или рентгенологами со специальной подготовкой. МРЭ может быть выполнена в любое время во время МРТ-исследования печени или как разовое исследование с целью оценки фиброза печени. Присутствие контрастных веществ с гадолинием не влияет на жесткость печени и, следовательно, может быть выполнено до или после введения контрастного вещества.³⁶ Обычно МРТ выполняется как часть протокола полной или ограниченной МРТ брюшной полости. Комбинация МРЕ и последовательности Диксона, позволяющая количественно определять содержание жира и железа, полезна с диагностической точки зрения и может быть выполнена менее чем за 10 минут.

12.2.1 Получение

В стандартном клиническом применении используется акустический активный драйвер ( рис. 12.1а) для передачи волн 60 Гц на пассивный драйвер, размещенный на брюшной стенке пациента, обычно под приемной торсовой спиралью, используемой для повышения отношения сигнал / шум (SNR) и закрепленной дополнительным ремнем. Также может использоваться мягкий пассивный драйвер. Амплитуда вибрации обычно устанавливается на уровне 50% или менее от максимального значения активного драйвера³⁷ для достижения достаточного проникновения волны через печень.

Изображения обычно получают на 1,5-тонном или 3-тонном сканере, последовательности доступны от всех основных производителей. Визуализация при 3Т обычно обеспечивает лучшее ОСШ; однако это может привести к более высокой частоте отказов в печени, поскольку потеря сигнала, связанного с железом, более значительна при 3Т, а повышенное содержание железа в печени сопровождается фиброзом.^38,39

Типичные параметры визуализации включают: 4 среза, каждый с 4 смещениями по фазе и разрешением 1,7 × 3,4 × 10 мм. Насыщение сигнала ниже и выше интересующего среза и обнуление момента первого градиента используются для устранения артефактов кровотока. Каждый срез (все смещения фаз) снимается во время 14-секундной задержки дыхания, выполняемой в конце выдоха, для воспроизводимости и переносимости. Верхний и нижний срезы должны находиться на глубине не менее 1 см от печени, чтобы избежать артефактов распространения сквозных волн. Получение полного изображения выполняется менее чем за 1 минуту и не зависит от оператора. Для печени была разработана технология 3D-МРЕ-съемки с кодированием движений во всех трех направлениях и соответствующими инверсиями.^31,40 Однако для получения данных обычно требуется несколько задержек дыхания, что может привести к несоответствиям между срезами и временными смещениями, а временные требования примерно в 10-15 раз больше, чем для 2D-последовательности. По этой причине 2D-МРТ печени, которая эффективна до тех пор, пока эластограммы проверяются на наличие артефактов,⁴¹ остается стандартом.

12.2.2 Обработка и контроль качества

Обработка клинических изображений MRE печени называется мультимодельным алгоритмом прямой инверсии (MMDI). На этапе предварительной обработки выполняются фазовое разворачивание и направленная фильтрация, и из изображения отфильтровываются волны с пространственными частотами ниже 2 циклов на поле зрения (FOV) и выше 128 циклов на поле зрения (FOV). Окно обработки размером 11 × 11 пикселей используется для расчета эластограммы, а также карты достоверности для маскирования областей с низким качеством волны. Все клинические МРТ, а также исследовательские МРТ с использованием этой реализации, регистрируются на эластограммах, замаскированных с достоверностью 95%, чтобы исключить области с низким качеством волны. Чтобы исключить области с артефактами частичного объема или распространения волн, изображения величины, фазы и эластичности просматриваются вручную, чтобы выбрать рентабельность инвестиций для измерения жесткости, которая включает всю паренхиму, избегая при этом:

• Внепеченочные ткани, такие как кровеносные сосуды, трещины печени, почки, желчный пузырь, кишечник, опухоли и т.д.
• Вокселы в пределах 5 пикселей от границ печени (половина размера обрабатываемого ядра) и их частичный объем.
• Области, где волны не являются плоскими или концентрическими. Хотя направленная фильтрация способна справиться с некоторой волновой интерференцией, характерные ”завихрения» или стоячие волны могут привести к искаженной оценке жесткости.

Для идеального исследования должно быть доступно более 50 см ³ ткани печени без артефактов (2000 пикселей при стандартном разрешении), чтобы избежать ошибок при взятии образца и опасений по поводу скрытых артефактов. Этап волнового анализа в процессе выбора рентабельности инвестиций особенно субъективен, поэтому выбор рентабельности инвестиций должен выполняться только подготовленными читателями. Хотя воспроизводимость измерения жесткости по эластограммам хорошая, с внутриклассовыми корреляциями выше 0,9, измеренными в нескольких исследованиях, ^30,42,43 вариабельность между считывателями является самым большим ограничением воспроизводимости MRE.³³ Также был разработан и апробирован автоматизированный метод выбора ROI,⁴² хотя в настоящее время он в основном используется в исследовательских учреждениях.

12.2.3 Физиологические проблемы

Всегда следует учитывать параметры, зависящие от конкретного пациента, поскольку в некоторых случаях они могут влиять на жесткость и, потенциально, затруднять диагностику или стадию заболевания. МРТ печени следует выполнять пациентам натощак, поскольку при приеме пищи жесткость печени увеличивается на 5-48%, особенно у пациентов с фиброзом. Причиной этого, вероятно, является увеличение брыжеечного кровотока и портального давления в печени, которые не так эффективно компенсируются у пациентов с фиброзом из-за нарушения гомеостатической механики.⁴⁴ Другие острые или хронические препятствия оттоку желчи или крови также могут приводить к повышению жесткости печени. Было обнаружено, что ригидность печени и селезенки увеличивается при портальной гипертензии, которая может развиться при прогрессирующем фиброзе.⁴⁵ Измерение жесткости селезенки было предложено в качестве способа учета портальной гипертензии как смешанной переменной.⁴⁰ Возможно, удастся рассчитать давление в тканях непосредственно во время МРТ-исследования с помощью многочастотного сбора данных и инверсии пороупругости,⁴⁶ хотя в настоящее время этот метод не находится на стадии рутинного клинического применения. Воспаление паренхимы печени, которое может возникнуть, например, у пациентов с активным гепатитом С, также может приводить к повышению жесткости печени.^47,48 Стеатоз печени (отложение жира в печени), по-видимому, не влияет на жесткость.² С другой стороны, неалкогольный стеатогепатит (НАСГ), который характеризуется воспалением и фиброзом, влияет на жесткость, и его можно отличить только от стеатоза с высокой точностью.⁴⁹

12.3 Новые области применения

Возможность измерения информации об эластичности тканей является относительно новой, и ее значение для различных органов и заболеваний активно изучается. MRE предлагает уникальные преимущества в характеристике нескольких органов. Эластография головного мозга, например, в настоящее время возможна только с помощью MRE из-за сильного ослабления ультразвуковых сигналов черепом. Кроме того, 3D-визуализация и кодирование движений, ставшие возможными благодаря MRE, позволяют фиксировать сложное распространение волн в разнородных органах, таких как почки, или полых органах, таких как сердце, что, возможно, позволяет более точно реконструировать жесткость. Также были разработаны более сложные инверсионные методы расчета дополнительных параметров эластичности, таких как информация о пористости или дисперсии, на основе информации о разнонаправленных или многочастотных волнах, и в настоящее время изучается их клиническая ценность для различных применений. В следующих разделах кратко описаны предпочтительные настройки и инверсии для использования в нескольких органах, а также текущие физиологические и патологические результаты этих применений.

12.3.1 Магнитно-резонансная эластография головного мозга

Магнитно-резонансная томография головного мозга является областью активных исследований и представляет значительный клинический интерес. Изменения механических свойств ткани головного мозга могут быть способом выявления заболевания на ранних стадиях до того, как произойдут анатомические изменения, или для лучшей характеристики распределенных повреждений, например, вследствие черепно-мозговой травмы. Хотя ранее проводились исследования деформации головного мозга, включающие измерения напряжения тканей, результаты сильно различаются из-за разницы в подходах и того факта, что приложенные напряжения могут быть недостаточно хорошо известны, а измеренная деформация является относительной величиной. Было проведено большое количество механических исследований головного мозга ex vivo, но различия в методах препарирования, типе исследуемой ткани и изучаемых видах животных делают результаты существенно различающимися.^50,51,52 Из-за ослабления внутри черепа ультразвуковая эластография головного мозга применяется только при интраоперационных процедурах.⁵³ Таким образом, на данный момент MRE является единственной методикой, способной дать абсолютное количественное представление о вязкоупругих свойствах нормальной физиологии мозга in vivo и процессах заболевания. неинвазивно. Набор МРЕ-изображений, полученных при исследовании головного мозга, показан на  рис. 12.3. Нормальная жесткость головного мозга была рассчитана по результатам нескольких исследований и приведена в  таблице 12.1.

Рис. 12.3 Пример магнитно-резонансной эластографии головного мозга (MRE). (a) Изображение анатомической величины; (b) поперечные волны генерируются черепом и распространяются внутрь со всех направлений (изображения движения в сагиттальной и коронарной областях не показаны); (c) эластограмма размывается из спинномозговой жидкости (ликвора) в зависимости от размера обрабатывающего ядра. (Любезно предоставлено доктором Джоном Хьюстоном и доктором Арвином Арани.)

Таблица 12.1 Нормальная ригидность головного мозга, о которой сообщают различные источники
Субъекты	Частота (Гц)	Жесткость (кПа)	Рассчитанное количество	Исследование
45	60	2.6–3.0, в зависимости от региона	G’	Arani et al 201554
38	25–62.5	WB: 3.3	|G|	Streitberger et al 201255
10	60	WB: 2.99, CB: 2.38	|G|	Мерфи и др. 201356
8	80	WM: 2.41 + i1.21	G’ + iG’	Zhang et al 201157
5	90	GM: 3.1 + i2.5, WM: 2.7 + i2.5	G’ + iG’	Gree et al 200858
Сокращения: WB — весь мозг; WM — белое вещество; GM — серое вещество; CB — мозжечок.

Как видно из  таблицы 12.1, средняя жесткость нормального мозга измерялась в многочисленных исследованиях и привела к довольно схожим значениям. Однако из-за того, что в исследованиях использовались разные частоты и инверсии, а в некоторых исследованиях были ограничены популяции пациентов, необходимы дополнительные исследования, чтобы понять диапазон нормальных изменений и определить пороговую жесткость для различных заболеваний.

Было замечено, что нормальная жесткость головного мозга меняется в зависимости от возраста и пола, поэтому при проведении сравнений следует проводить сопоставление пациентов. Сообщалось о значительных различиях в региональной жесткости головного мозга в зависимости от возраста и пола у пожилых людей.⁵⁴ Сообщалось, что головной мозг, а также лобная, височная, затылочная и теменная доли становятся примерно на 10-15% мягче в возрасте от 60 до 90 лет. Затылочная и височная доли у женщин были на 10% и 5% жестче, чем у мужчин. Другое исследование, ⁵⁹ с использованием большего возрастного диапазона от 20 до 80 лет, обнаружило линейное снижение модуля сдвига на 150 Па (или 8% жесткости) за десятилетие, при этом отношение модуля накопления к модулю потерь оставалось неизменным с возрастом, и у женщин мозг был более жестким, чем у мужчин.

Такие заболевания, как рассеянный склероз (MS) и болезнь Альцгеймера (AD), вызывают деградацию аксонов, вторичную по отношению к демиелинизации и образованию бляшек, соответственно. Были проведены исследования того, приводят ли эти процессы к механическим изменениям, обнаруживаемым методом магнитно-резонансной томографии, и они дали предварительные многообещающие результаты. Одно исследование AD⁶⁰ выявило значительную разницу между медианой ригидности всего мозга у пациентов с AD (2,2 кПа, диапазон 1,96-2,29; n = 7) и соответствующими полу и / или возрасту контрольными группами с питтсбургским соединением B [PIB]–отрицательными (2,37 кПа, диапазон 2,17-2,62; n = 7) и PIB-положительными когнитивно нормальными контрольными группами (2,32 кПа, диапазон 2,18-2,67; n = 7), при этом две контрольные группы существенно не отличались. Аналогичным образом, исследование на животных с использованием модели мышей с AD выявило на 22,5% меньшую жесткость у больных мышей, чем у контрольных.⁶¹

У пациентов с рассеянным склерозом также было обнаружено снижение жесткости головного мозга (-20%) в исследовании, включавшем 23 пациента и 38 контрольных групп.⁵⁵ Значение альфа, степенного показателя, определяющего частотную зависимость жесткости, также уменьшилось на 6,1%. Однако пациенты находились на умеренно продвинутой стадии заболевания с потерей объема мозга в диапазоне от 1,7 до 7,5%. На модели мыши было обнаружено, что демиелинизация вызывает значительное снижение параметров вязкоупругости, при этом модуль потерь уменьшается быстрее, чем модуль накопления. Было обнаружено, что изменение жесткости является обратимым, если происходит ремиелинизация.⁶²

Гидроцефалия нормального давления (НПГ), состояние, характеризующееся слабоумием и прогрессирующим нарушением походки, является еще одним состоянием, при котором модули сдвига и потерь у пациентов были значительно ниже, примерно на 20%, чем у нормальных добровольцев.⁶³ Показатель степенной модели материала, использованной в этом многочастотном исследовании, также был снижен у пациентов на 9%, в результате чего жесткость меньше увеличивалась с частотой колебаний. Авторы описали этот параметр как измерение структуры ткани. Через три месяца после шунтирования для оттока спинномозговой жидкости (ликвора) модули сдвига у пациентов и структурные параметры увеличились и перестали существенно отличаться от таковых у нормальных добровольцев.

Наконец, исследование аутоиммунного энцефаломиелита (АЭ) у крыс также показало, что острое некровоспаление (через 14 дней после иммунизации) приводит к снижению как модулей накопления, так и потерь.⁶⁴ Модули нормализовались на 28-й день, что соответствует стадии клинического выздоровления. Интересно, что это открытие противоречит исследованиям некровоспаления в печени человека, которые показали, что жесткость увеличивается при воспалении.^65,66Необходимы дальнейшие исследования последствий этих физиологических изменений.

При большинстве заболеваний (за исключением опухолей головного мозга, описанных в разделе 12.3.2 «Характеристика опухоли и ответ на лечение») наблюдалось снижение жесткости (включая модули накопления и потери), а иногда и коэффициента экспоненциального масштабирования частоты по отношению к нормальному значению. Результаты при БА, рассеянном склерозе, НПХ и АЭ интригуют, хотя необходимы дальнейшие исследования, оценивающие диагностическую эффективность МРЭ по сравнению с существующими методами и в контексте различных стадий заболевания. Новая информация, полученная с помощью эластографии, может представлять ценность либо как отдельный, либо как дополнительный биомаркер для этих заболеваний.

Получение

Чтобы доставить волны в мозг через механическую защиту черепа, вместо воздействия поперечных волн непосредственно на череп, магнитно-резонансная томография головного мозга встряхивает череп ( рис. 12.1б) для генерации поперечных волн на внутренних границах раздела за счет инерционных эффектов. Во всех методах МРТ головного мозга, используемых в клинических исследованиях, голова сама по себе раскачивается либо с помощью акустической подушки⁵⁴, либо с помощью подставки для головы с электромеханическим приводом.⁶⁷ В исследованиях на мышах также использовался привод от прикуса с электромеханическим приводом.⁶⁴

Поскольку направление движения в головном мозге не может быть гарантировано плоским, в головном мозге используются полные 3D-МРЕ-снимки и инверсии. Использовались либо одночастотные возбуждения (в диапазоне 60-100 Гц)^54,68, либо многочастотные возбуждения (с 4 частотами в диапазоне от 25 до 62,5 Гц).^59,63,67,69 Выбор частоты возбуждения является балансом между разрешением эластограммы и ослаблением волны. При частоте 100 Гц примерно 50% головного мозга (глубоких тканей) было замаскировано из-за недостаточного SNR в некоторых исследованиях.⁵² Использование более высоких частот позволяет разделять различные структуры, такие как белое и серое вещество, без существенного влияния на частичный объем. Таким образом, при использовании низкочастотных методов обычно выявляются более крупные регионарные уплотнения или ригидность всего мозга. Многочастотная МРТ позволяет рассчитывать дополнительные параметры, такие как степенной коэффициент изменения жесткости с частотой или коэффициенты пороупругости. На данный момент не было продемонстрировано, что эти дополнительные параметры обеспечивают лучшее разделение между нормальными и аномальными тканями, чем только жесткость. Другие источники вибрации, включая физиологическую пульсацию сердца,^{Были исследованы 70} движение стола пациента, ⁷¹ и напев пациента⁶⁹ (частота, регистрируемая микрофоном, используемым для настройки частоты градиентного кодирования). Хотя амплитуда движения при этих подходах, как правило, достаточна, их воспроизводимость не так высока, как при использовании более типичной системы привода.

Изображения обычно получают с помощью 3T-сканеров, а иногда и с более высокой напряженностью поля. Снижение сигнала, связанное с восприимчивостью, например, наблюдаемое в печени и легких, не вызывает такой большой озабоченности в головном мозге, за исключением областей вблизи пазух носа, содержащих воздух. Более высокая напряженность поля предпочтительна для лучшего SNR.

Обработка и контроль качества

Прямая инверсия (DI) уравнения Гельмгольца обычно используется для расчета жесткости при МРТ головного мозга. Дополнительные параметры могут быть рассчитаны, если регистрируется несколько частот, и фильтрация завитков, включенная при полном 3D векторном MRE-сканировании, почти всегда используется в качестве этапа предварительной обработки для удаления продольных волн.

Из-за неправильной формы границ тканей как внутри, так и на поверхности мозга, в головном мозге обычно используется обрабатывающее ядро небольшого размера (воксели 3 × 3 × 3 по сравнению с 11 × 11 для печени) для улучшения разрешения эластограммы. Это приводит к повышенной вариабельности восстановленной жесткости, проявляющейся в виде ”скачкообразного» шума. Для уменьшения шума эластограммы можно использовать медианный фильтр, который использовался для сглаживания данных в целях отображения. Еще один способ уменьшить шум — сообщать о средних значениях жесткости, а не о средних значениях жесткости.⁵⁴ Однако более традиционный сглаживающий фильтр (скользящее среднее или гауссово сглаживание) неэффективен для устранения скачкообразного шума.

Существует несколько подходов для предотвращения влияния частичного объема различных тканей (особенно ликвора), которые размыты из-за эффективного размера инверсионного ядра, на жесткость области. Одно из предложенных решений компромисса между исключением областей, подверженных эффектам частичного объема, и сохранением как можно большего количества ткани мозга заключалось в том, чтобы спроектировать все ядра фильтрации и обработки в пространственной, а не пространственно-частотной области, чтобы степень смещения от эффектов частичного объема была точно известна.⁵⁶ Для получения ядер потребовалось стереть с масок 3 пикселя, чтобы избежать эффекта частичного объема. Кроме того, для расчета долей белого вещества, серого вещества и ликвора в каждом вокселе и удаления вокселов с содержанием ликвора > 30% использовался метод классификации изображений, основанный на отдельно полученном и зарегистрированном 3D инверсионном градиентном эхо-исследовании (IR-SPGR) T1 объемом⁵⁶ с высоким анатомическим качеством.⁷² Другой подход, который применялся к конечно-элементным инверсиям, но им необязательно ограничиваться, заключался в регулировании самой инверсии жесткости на основе сегментации тканей.⁷³ Этот подход повышает вероятность того, что воксели, сегментированные как один и тот же тип ткани, будут иметь одинаковую жесткость на эластограмме. До тех пор, пока сегментация, выполняемая на отдельном высококачественном анатомическом намагниченном томографе с Т1-взвешенным методом быстрого получения градиентной эхо-магнитно-резонансной томографии (MPRAGE MRI), надежна и регистрация изображений хорошая, преимущество этого подхода заключается в возможности обработки границ сложных тканей.

Автоматическая сегментация анатомических изображений активно используется для определения ROI всего мозга или измерения региональной жесткости с использованием сегментации atlas на основе регистрации.⁵⁴ Успех сегментации обеспечивается минимальными движениями головы пациента во время МРТ-сканирования головного мозга и достаточно стабильными показателями относительной интенсивности тканей.

Ослабление волны в головном мозге высокое, что отражается в том, что модуль потерь на порядок выше, чем в печени, и полезен показатель для исключения областей с низким SNR. SNR движения, измеренный непосредственно по фазовым изображениям, использовался для маскировки головного мозга с порогом 5.⁵⁶ SNR деформации сдвига был предложен в качестве более прямого способа прогнозирования влияния шума на реконструкцию жесткости.⁷⁴ Для ее расчета требуется кодирование движения во всех трех направлениях, которое доступно при МРТ головного мозга. Для ткани головного мозга было предложено пороговое значение 4. Однако значение SNR сдвиговой деформации изменяется в зависимости от длины волны, и значение порогового значения, возможно, потребуется переопределить в зависимости от используемых частот. Почти все измерения SNR или качества подгонки изменяются в зависимости от частотной фильтрации (сглаживания), разрешения сбора данных и размера ядра обработки, поэтому их следует поддерживать постоянными, когда это возможно. При МРТ головного мозга не проводится ручной выбор ROI для исключения областей с волновой интерференцией, хотя иногда выполняется ручная сегментация типов тканей головного мозга на основе анатомических изображений.

Физиологические проблемы

Как обсуждалось ранее, известно, что возраст, пол⁵⁴ и воспаление⁶⁴ влияют на жесткость мозга. Внутричерепное давление также, вероятно, является фактором, основанным на наблюдаемых изменениях жесткости, наблюдаемых в печени из-за портальной гипертензии.⁴⁴

12.3.2 Характеристика опухоли и ответ на лечение

Микроокружение опухолей часто содержит значительное количество соединительной ткани, которая организована иначе, чем нормальная паренхима. Опухоли в поверхностных органах, таких как молочная железа и лимфатические узлы, обычно выявляются с помощью пальпации, поскольку известно, что их эластические свойства контрастируют с обычными тканями. Дополнительно было обнаружено, что повышенная жесткость микроокружения опухоли способствует прогрессированию опухоли и метастазированию.^75,76,77 Возможность количественного изучения эластических свойств опухолей неинвазивными методами in vivo является новой. В этом разделе демонстрируется возможность использования МРЭ для измерения жесткости опухоли во множестве органов и рассматриваются известные клинические применения и предпочтительные методы визуализации МРЭ опухоли.

В некоторых случаях жесткость опухоли может представлять непосредственный клинический интерес. Во время резекции менингиом головного мозга более мягкие опухоли могут быть удалены с помощью отсасывания, в то время как более жесткие опухоли требуют утомительного вскрытия, что приводит к более длительным процедурам. Жесткость менингиом у 12 пациентов была оценена с использованием стандартной методики МРТ головного мозга.⁷⁸ Было обнаружено, что жесткость, измеренная с помощью МРТ, значительно коррелирует с качественной оценкой, данной хирургом во время операции, и является лучшим предиктором планирования лечения, чем анатомическая МРТ, взвешенная по Т1 и Т2, используемая в настоящее время.

Способность отличать доброкачественные опухоли от злокачественных имеет первостепенное значение. В молочной железе МРТ с контрастированием (CE-MRI) позволяет обнаруживать опухоли с чувствительностью 98%.⁷⁹ Однако методу не хватает специфичности, что приводит ко многим ненужным биопсиям. 3D-МРЕ, выполненная при частоте 65 Гц, показала, что модули сдвига раковых опухолей были выше, чем у доброкачественных опухолей (1,3 кПа для фиброаденом и 1,2 кПа для мастопатии), которые были более жесткими, чем нормальная паренхима (0,87 кПа).¹² Более позднее исследование с участием 39 пациентов со злокачественными опухолями и 29 пациентов с доброкачественными опухолями выявило сходный, статистически значимый порядок жесткости: злокачественная> доброкачественная > нормальная ткань.⁸⁰ Кроме того, используя многочастотные данные, исследование определило, что злокачественные поражения имеют высокий степенной коэффициент (жесткость увеличивается быстрее с увеличением частоты) и низкое затухание, в то время как доброкачественные опухоли имеют противоположную зависимость. Модуль потерь, полученный на основе MRE, позволил с высокой точностью разделить две группы (площадь под кривой рабочих характеристик приемника [AUROC] = 0,91) и в сочетании с CE-MRE привел к увеличению специфичности с 40% (только для CE-MRE) до 60%, при этом AUROC увеличился до 0,96. Аналогичные результаты были получены в более позднем исследовании 57 пациентов, где точность только МРТ сравнялась с КЭ-МРТ (AUROC 0,91 против 0,93), а их комбинация привела к улучшению AUROC до 0,96, в основном за счет повышения специфичности.⁸¹ Пример MRE опухоли молочной железы показан на  рис. 12.4.

Рис. 12.4 Магнитно-резонансная эластография (МРЕ) протоковой карциномы. (a) Магнитно-резонансная томография с усилением контраста (МРТ) показывает увеличение очага поражения; (b) МРЭ выявляет очаг поражения с высоким контрастированием паренхимы. (Любезно предоставлено доктором Цзюнь Ченом.)

В исследовании с использованием стандартной установки МРЕ печени и частоты возбуждения 60 Гц,²⁹ рассчитанные значения жесткости злокачественных опухолей (> 7,5 кПа) были значительно выше, чем значения жесткости паренхимы печени с выраженным фиброзом, и намного выше значений жесткости доброкачественных опухолей (~ 2,7 кПа), которые находились в диапазоне от нормальной паренхимы до легкого фиброза. Другое исследование с участием ⁸² 76 пациентов также показало, что злокачественные опухоли печени были значительно более жесткими, чем доброкачественные опухоли. Абсолютные значения жесткости, рассчитанные в этом исследовании, были ниже из-за использования управляющей частоты 50 Гц и, возможно, используемого типа инверсии. Другое исследование 100 опухолей печени у 63 пациентов показало, что измерения как сдвига, так и модуля потерь превосходят разделение доброкачественных и злокачественных опухолей печени на основе КЭ-МРЕ. Было обнаружено, что модуль потерь является лучшим предиктором злокачественности с кривой AUROC 0,81.⁸³

В исследовании опухолей ксенотрансплантата в мозге мышей, в котором использовались волны 1000 Гц, подаваемые через датчик прикуса, жесткость различных типов опухолей, включая глиомы человека (n = 8), глиомы крысы (n = 7) и метастатический рак молочной железы человека (n = 5), значительно отличалась друг от друга и от жесткости мозга контрольных мышей (n = 6).⁸⁴ В другом исследовании с использованием людей (n = 16), злокачественные опухоли имели тенденцию к меньшей жесткости, чем белое вещество и доброкачественные опухоли (значимость не оценивалась).⁸⁵ Это наблюдение отличается от результатов в печени и молочной железе, где злокачественные опухоли, как правило, наиболее жесткие. Исследование предполагает, что нормальная нейронная ткань высокоорганизованна, что приводит к ее высокой жесткости, которая теряется по мере разрушения внеклеточного матрикса и замещения ткани менее организованной опухолевой тканью.

MRE также оценивался как биомаркер ответа на химиотерапию. В исследовании имплантированных опухолей боковых отделов мышей, ⁸⁶ химиотерапевтических препаратов было проведено 27 мышам, при этом 8 мышей содержались в качестве контроля, в течение 4 дней. Животных визуализировали с помощью поперечных волн, подаваемых на опухоль с помощью иглы, приводимой в движение пьезоэлектрическим блоком с частотой 800 Гц. Исследование выявило значительную разницу в жесткости между группой химиотерапии, где жесткость опухоли уменьшилась, и контрольной группой, начиная с 3-го дня. Объем опухоли также уменьшился в группе химиотерапии, но изменение не было значительным, что указывает на то, что МРЕ, возможно, способна продемонстрировать эффект ответа на лечение раньше, чем измерения, основанные на объеме. Другое исследование опухолей ксенотрансплантата мышей, ⁸⁷ обработанных сосудорасширяющим агентом (4 обработанных, 6 контрольных), продемонстрировало значительное снижение модулей сдвига и потерь в группе лечения по сравнению с контрольной группой (модуль сдвига был более значительным) через 24 часа после лечения. Эластичность изменилась только в центре опухоли, при этом ободок остался на исходном уровне, что согласуется с патологией после смерти, демонстрирующей геморрагический некроз только в центре. Изменение кажущегося коэффициента диффузии (ADC), более известного биомаркера реакции опухоли, измеренного с помощью диффузионно-взвешенной МРТ, на данный момент времени не было значительным.

Также были проведены исследования, характеризующие реакцию на удаление опухоли. В исследовании на свинье в течение 2 минут применялся лазер мощностью от 4,5 до 15 Вт для удаления опухолей печени через разрез в брюшной полости.⁸⁸ К аппликатору был прикреплен специальный инерционный привод, с помощью которого волны частотой 60 Гц передавались через него непосредственно в печень. Жесткость опухоли значительно увеличилась в ответ на абляцию. Жесткость продолжала увеличиваться в течение нескольких минут после абляции и во время пауз, что, скорее всего, отражает физиологическую реакцию на повреждение. Также была продемонстрирована установка интервенционной МРТ с использованием иглодвигателя, который подает на опухоль вибрации частотой 100 Гц во время операции и рассчитывает жесткость в режиме реального времени.⁸⁹

Таким образом, способность МРЕ разделять доброкачественные и злокачественные опухоли была предварительно продемонстрирована в головном мозге, печени и молочной железе. Хотя разница между всеми опухолями и нормальной паренхимой в этих исследованиях была значительной, ценность MRE в скрининге опухолей не изучалась из-за более высокой стоимости, чем у традиционных методов, таких как ультразвук и маммография. Тем не менее, по мере того, как МРЕ продолжает получать все большее распространение, вероятны случайные результаты. Наконец, хотя исследования ответа на лечение дали предварительные многообещающие результаты, требуется валидация на людях с помощью сравнений конечных точек с существующими биомаркерами ответа.

Получение

3D-MRE используется для всех видов визуализации опухолей, поскольку невозможно избежать распространения сквозных волн. Параметры МРТ зависят от визуализируемого органа и могут быть найдены в отдельных ссылках.

Стандартный акустический барабан²⁹ и динамики на подушках⁹⁰ использовались для получения изображений опухолей головного мозга и печени с частотой от 50 до 60 Гц. В нескольких исследованиях молочной железы используются односторонние электромеханические приводы ⁹¹ или двусторонние электромеханические приводы ⁸⁰, передающие колебания частотой 60 Гц через пластинчатые пассивные приводы. Также был продемонстрирован подход, при котором для передачи вибрации к грудине используется подушечный привод, позволяющий избежать предварительного сжатия груди, что, как известно, является мешающим фактором в МРЭ и ультразвуковой эластографии,^92,93.⁹⁴ Наконец, пьезоэлектрические^86,89 и инерционные приводы^88,95,96 использовались для передачи высокочастотных колебаний к поверхностным или глубоким опухолям во время операции для улучшения разрешения эластограммы.

Обработка и контроль качества

Обнаружение опухоли и формирование контуров выполняются вручную, часто с использованием отдельно полученных и зарегистрированных анатомических изображений. Следует учитывать минимальный размер опухоли, который можно измерить с помощью используемой частоты поперечной волны, и следует исключить области с эффектом частичного объема на основе размера ядра обработки композита, если требуется абсолютное значение жесткости. Поскольку при опухолях используются различные частоты, жесткость следует сравнивать только между аналогичными настройками сбора данных. Количественные показатели SNR следует использовать для более крупных опухолей, визуализируемых на высокой частоте, поскольку ослабление волны может быть проблемой.

К опухолям применялись множественные инверсии, рассчитывающие различные параметры на основе одной или нескольких частот акустических волн. Для каждого применения следует исследовать несколько параметров эластичности, поскольку некоторые могут быть более полезными, чем другие. Из-за большого разнообразия типов опухолей, присутствующих в каждой ткани, вероятно, для точной характеристики некоторых типов опухолей потребуется информация из других методов, таких как диффузионная, функциональная или перфузионная визуализация.

Физиологические проблемы

Набор физиологических параметров, которые могут влиять на эластичность опухоли, недостаточно хорошо известен. Давление и предварительное напряжение в ткани, а также воспалительная активность, которые, как известно, влияют на жесткость ткани печени и головного мозга, вероятно, также влияют на жесткость опухоли.

12.3.3 Другие органы

В этом разделе описываются некоторые исследования органов, которые особенно сложно визуализировать или которым просто в настоящее время не уделяется столько внимания. Хотя пороговые значения диагностической жесткости и диагностическая полезность в этих приложениях не были твердо установлены, они дают полезную информацию о дополнительных физиологических эффектах на жесткость МРТ и альтернативных подходах к получению МРТ.

Эластические свойства легких имеют решающее значение для здоровой функции, и как рестриктивные заболевания легких, такие как легочный фиброз, так и обструктивные заболевания, такие как эмфизема, вызывают изменения в микросреде, которые влияют на эластические свойства. МРЭ легкого была успешно выполнена с использованием спин-эхо-анализа с коротким временем эха (short-TE) для устранения потери сигнала, связанной с восприимчивостью.⁹⁷ Кстати, это исследование также позволило проводить МРЭ печени с гемохроматозом,⁹⁸ являющимся основной причиной неудач при обследовании. Для передачи вибрации на грудную стенку с частотой 50 Гц использовался стандартный акустический барабан. МРЕ-изображения легких показаны на  рис. 12.5. В отличие от плотности других тканей, плотность легких нельзя приравнять к плотности воды и нельзя считать постоянной, поскольку она изменяется в течение дыхательного цикла (0,08-0,5 г /мл). Протонные МРТ-изображения использовались для коррекции плотности тканей, и жесткость легких была измерена как 0,9 кПа на полном выдохе, 1,5 кПа на полном вдохе и 1,1 кПа на середине вдоха,⁹⁹ хотя SNR при измерении была ниже, чем для печени или головного мозга. Способность отличать заболевание легких от нормальной паренхимы в настоящее время не исследовалась.

Рис. 12.5 Магнитно-резонансная эластография икроножной мышцы. Изображения величины (a), фазы (b) и эластичности (c). Показано только осевое направление распространения волны (вдоль мышечных волокон). (Любезно предоставлено Роджером Гриммом.)

Известно, что механические свойства мышц значительно изменяются во время активного и пассивного сокращения,¹⁰⁰ а также из-за болезненных процессов, таких как спазмы или воспаление. Многочисленные исследования применяли МРЭ к различным мышцам in vivo.¹⁰¹ Пример МРЭ мышц показан на  рис. 12.6. Из-за анизотропии мышц 3D-МРЭ обычно требуется для расчета жесткости всей мышцы, хотя может оказаться возможным охарактеризовать веретенообразную мышцу или плоскую часть более сложного типа мышц, выполнив 2D-МРЭ с косым срезом. Как правило, желательны более высокие частоты (> 100 Гц), поскольку ригидность мышц, особенно в сокращенном состоянии, может быть высокой. Исследования показали, что анизотропные характеристики мышц приводят к распространению волн преимущественно вдоль волокон,¹⁰² при этом жесткость поперек волокон ниже, чем жесткость вдоль волокон.¹⁰³ В нескольких исследованиях было обнаружено, что жесткость мышц значительно увеличивается при приложении нагрузки.^102,104,105 Кроме того, было обнаружено, что как жесткость расслабленных мышц, так и изменение жесткости при нагрузке значительно различаются у пациентов с нервно-мышечными расстройствами^106,107 и миозит¹⁰⁸ по сравнению с нормальными испытуемыми. Однако размеры мышц и углы введения значительно различаются у разных людей и должны приниматься во внимание при популяционных исследованиях.¹⁰⁹ Кроме того, экспериментальная установка должна учитывать как активные, так и пассивные компоненты мышечной ригидности. Необходимы дополнительные исследования с жестко контролируемыми переменными, чтобы оценить полезность MRE для диагностики мышечных заболеваний.

Рис. 12.6 Магнитно-резонансная эластография легких. Волновые изображения (a, b) и эластограммы (c, d), наложенные на анатомические изображения, показаны для одного и того же пациента при полном выдохе (RV, остаточный объем) и полном вдохе (TLC, общая емкость легких). (Адаптировано с разрешения Мариаппан Ю.К., Глейзер К.Дж., Левин Д. Л. и др. Оценка абсолютной жесткости на сдвиг паренхимы легкого человека с использованием (1) спинового эха H, эхо-планарной МР-эластографии. Магнитно-резонансная визуализация. Ноябрь 2014; 40(5):1236.)

У пациентов и животных были проведены исследования почек. Острый индуцированный артериальный стеноз привел к снижению почечного кровотока и ригидности. При хроническом стенозе снижение кровотока (-60%) затрудняло диагностику подтвержденного патологией фиброза, придавая почкам нормальную жесткость.¹¹⁰ Хотя это может сбивать с толку, либо почечный кровоток, либо фиброз могут быть изучены с помощью MRE, если другое состояние можно исключить на основании другой информации. Исследование с использованием многочастотной МРТ (30-60 Гц)¹¹¹ выявило статистически значимую разницу в жесткости различных областей почек, при этом продолговатый мозг был более жестким, чем кора, которая была более жесткой, чем рукоять. Поскольку толщина коры головного мозга составляет всего 6 мм, для полного разделения областей требуются частоты выше 200 Гц, которые технически сложно доставить.¹¹² Исследования почек проводятся с использованием установок, аналогичных МРТ печени, но драйвер устанавливается на задней стенке тела.

МРТ сердца исторически было сложной задачей, поскольку стенка сердца тонкая и жесткая, и для точной количественной оценки жесткости требуются высокочастотные волны (> 200 Гц). Один из предлагаемых подходов заключается в сравнении амплитуд волн внутри и снаружи сердца на низких частотах возбуждения (около 20 Гц) для расчета различий в относительной жесткости между сердцем и другими тканями или между различными фазами сердечного цикла. При визуализации сердца на протяжении всего сердечного цикла в исследовании¹¹³ было обнаружено увеличение амплитуды волн в диастолу в 2,5 раза по сравнению с систолой, что соответствовало 37-кратному повышению жесткости в систолу, основанному на модели. У пациентов с эхокардиографически подтвержденными нарушениями релаксации были обнаружены более низкие амплитуды волн (соответствующие более высокой жесткости) и более низкие отношения амплитуд левого желудочка к амплитудам грудной стенки, чем у нормальных испытуемых.¹¹⁴ Значительно уменьшенная амплитуда поперечных волн также была обнаружена у пациентов с диастолической дисфункцией.¹¹⁵ Прямые инверсии смещений поперечных волн также выполнялись с использованием более высоких частот поперечных волн (160 Гц). В исследованиях с использованием прямой инверсии было обнаружено гораздо меньшее увеличение систолической жесткости по сравнению с диастолической жесткостью (увеличение в 1,3 раза¹¹⁶ и в 2,5 раза¹¹⁷), чем в ранее описанном исследовании, сравнивающем амплитуды волн. Было также показано, что желудочковое давление коррелирует с жесткостью сердца с использованием различных методов.^118,119 в настоящее время исследуются установки для подачи поперечных волн с частотой > 200 Гц и инверсии, моделирующие распространение тонкостенных волн.

12.3.4 Советы и рекомендации

Хотя частота отказов при стандартной методике МРЕ печени составляет всего 5%, она может быть выше при новых применениях или на новых участках. На сканере можно легко определить несколько видов сбоев, что позволяет повторно провести исследование. Зашумленные фазовые изображения с видимыми волнами могут быть результатом наличия сигнала низкой амплитуды ( рис. 12.7а), часто вызванного перегрузкой железом или другими факторами чувствительности. Для усиления сигнала можно использовать более высокую амплитуду движения и градиенты, кодирующие движение, более толстые срезы изображения или другую последовательность импульсов (например, градиентное эхо с отзывом (GRE) по сравнению со спин-эхо плоскостным эхо-отображением (SE EPI)). В качестве альтернативы может быть предпочтительнее другой сканер с напряженностью поля (1,5 Т вместо 3 Т). Хотя SNR, как правило, лучше при более высокой напряженности поля, потеря сигнала, связанная с чувствительностью, также более значительна. Отсутствие движения или движение с низкой амплитудой можно обнаружить, просматривая плоские фазовые изображения ( рис. 12.7б). Обычно это вызвано плохим соединением драйвера с корпусом, неплотным соединением трубки с драйвером или тем, что активный драйвер был случайно выключен. Закрепление драйвера, проверка всех соединений, увеличение амплитуды движения и перемещение драйвера в другое место на теле — все это возможные способы увеличения амплитуды движения, передаваемого к ткани.

Рис. 12.7 Выявление неудачных результатов магнитно-резонансной эластографии (примеры печени). (a) сигнал низкой величины (возможна перегрузка железом); (b) низкая амплитуда волны (вероятно, проблема с драйвером); (c) область печени на эластограмме замаскирована (сигнал низкой величины или волна низкой амплитуды).

Если доступна карта достоверности, отражающая качество волны, например, предоставленная методом множественной модельной инверсии направления (MMDI), следует проверить долю маскируемого органа на основе стандартного порога ( рис. 12.7c). Драйвер также может ослабнуть в ходе обследования, что приведет к уменьшению амплитуды волны или исчезновению фрагментов или смещений фазы, полученных позже во время обследования. Если кажется, что фазовые изображения не распространяются непрерывно, водителя следует настроить заново и провести обследование повторно.

Движения пациента, а также дыхательные движения, движения сердца и артефакты кровотока проявляются в виде стандартного “ореола” МРТ, когда ткань заменяется другим местоположением на изображении. Если эти артефакты находятся за пределами интересующего органа, их можно игнорировать; в противном случае может потребоваться новое обследование, возможно, с другим назначением среза. Некоторые учреждения могут быть оснащены тензометрическим датчиком, который можно использовать для контроля качества задержки дыхания, например, для обеспечения обратной связи с пациентом с помощью индикатора (возможно, зеркала) в особо сложных случаях.

Внеплоскостное распространение волны иногда может возникать, если проводник расположен в верхней или нижней части печени. Эту возможность следует учитывать, если наблюдается систематическое увеличение жесткости по мере удаления срезов от места проведения проводника. Локализатор должен быть перемещен в центр печени или, как минимум, должны анализироваться только срезы, ближайшие к локализатору. Если помехи от отраженных волн являются проблемой, может быть полезно уменьшить амплитуду, чтобы амплитуда отраженных волн стала намного меньше.

Размер и материал драйвера, а также размеры соединительной трубки приводят к возникновению резонансных частот в системе, в результате чего движение при одних амплитудах механических волн выше, чем при других. Пока амплитуда достаточна, различия в длине трубки и размерах драйвера не влияют на расчет жесткости. Однако может оказаться выгодным попробовать пассивный драйвер других размеров или использовать трубку другой длины, если амплитуда, передаваемая пациенту, недостаточна. В исследовательских приложениях для проверки концепции может быть более практичным изменить частоту возбуждения на небольшую величину (несколько герц), чтобы она была в резонансе.

12.4 Заключение

МРЕ имеет широкий спектр применений, некоторые из которых, например, стадирование фиброза печени, хорошо зарекомендовали себя в клинической практике. МРЭ заменяет биопсию в качестве метода выбора для выявления фиброза в ряде учреждений из-за высокой воспроизводимости результатов, меньшей погрешности выборки и возможности включения в стандартное МРТ брюшной полости для получения исчерпывающей информации с минимальными дополнительными затратами. МРТ головного мозга — это новое приложение, которое демонстрирует предварительную полезность для определения характеристик дегенеративных заболеваний (например, болезни Альцгеймера, рассеянного склероза и гидроцефалии при нормальном давлении), а также для планирования резекции опухоли. Также было показано, что МРТ значительно улучшает специфичность выявления злокачественных опухолей при использовании в сочетании с МРТ с контрастированием, при этом обладая высокой точностью в отдельности. Возможность охарактеризовать реакцию опухолей на лечение на ранних стадиях также является убедительным начальным результатом, но требует дополнительных исследований.

Некоторые области применения, такие как МРТ легких, являются новыми, и их клиническая эффективность еще предстоит изучить. В некоторых случаях ригидность может быть напрямую связана с патологическим процессом, таким как фиброз, и может быть лучшим диагностическим параметром. В других случаях, таких как опухоли молочной железы, измерения эластичности могут предоставить дополнительную информацию, которая наиболее полезна в сочетании с информацией, полученной с помощью других методов диагностики. Такие факторы, как давление крови (или ликвора) и воспаление, следует учитывать при проведении МРЕ-исследований, поскольку их влияние на жесткость тканей может сбивать с толку или, при правильном использовании, иметь диагностическую ценность. Способность МРЕ визуализировать практически любой орган, включая мозг, легкие и отдельные мышцы, делает его чрезвычайно мощным инструментом. Кроме того, векторное кодирование движения и получение данных на основе объема позволяют выполнять инверсию сложных волновых фронтов, возникающих в небольших или тонких органах, и оценивать пространственные изменения жесткости более крупных органов. Для более новых применений были предложены многочисленные инверсии, вычисляющие различные параметры, а также данные о различных частотах поперечных волн. Сравнительное исследование того, какие методы дают наибольшую диагностическую ценность, с последующей стандартизацией этих приложений, в настоящее время является темой первостепенной важности. Значения эластичности, полученные с помощью МРТ, сами по себе или в сочетании с функциональными, диффузионными, анатомическими или спектроскопическими данными, получаемыми одновременно с МРТ, являются ценными биомаркерами, имеющими множество потенциальных применений в изучении физиологии и диагностике заболеваний.