6 курс / Кардиология / Джон_Кэмм_Болезни_сердца_и_сосудов_2011

предпочтительным методом КТ-коронарографии. Поскольку сканирование происходит непрерывно, пациент получает относительно высокую дозу облучения. Поэтому представляют интерес протоколы пошагового сканирования при КТ-ангиографии сердца, которые сопровождаются меньшей дозой облучения.

Рис. 6.4. Режим последовательного (пошагового) получения данных КТ с использованием проспективного ЭКГ-триггера. Сканирование осуществляют, пока стол остается неподвижным. Сканирование данных запускают с использованием в качестве триггера ЭКГ. Время задержки может быть выбрано оператором на основании продолжительности предыдущих сердечных циклов, когда используется относительная задержка (часть интервала R-R, выраженная в процентах). Пациент перемещается прерывисто между следующими друг за другом циклами сканирования.

Рис. 6.5. Методика получения данных при непрерывной, синхронизированной с ЭКГ спиральной КТ. Относительно расположенного на столе пациента во время непрерывного сканирования через плоскость аппарат создает винтовую или спиралевидную траекторию датчика. Обычно спиральный протокол сканирования выполняется непрерывно при частично совпадающем (перекрывающем) сканировании, что позволяет реконструировать изображения во время любой фазы сердечного цикла. Используя записанную ЭКГ, извлекается изокардиофазный ряд "сырых" данных спиральной КТ, необходимый для реконструкции аксиальных изображений во время определенной фазы сердечного цикла. В отличие от пошаговой КТ эти изображения могут быть восстановлены произвольно (с перекрытием), что улучшает качество изображения в продольном направлении.

Рис. 6.6. Получение данных при синхронизированной по ЭКГ спиральной КТ. График, изображающий продольное положение (ось X) детектора во времени (и ЭКГ, ось Y). В то время, пока данные регистрируются более-менее непрерывно, только данные, полученные за время выбранного интервала (приблизительно 150-200 мс, пока детектор заканчивает поворот на 180°), используются для реконструкции КТ-коронарограммы. Продольное положение датчиков должно попасть в промежуток между последовательными сердечными циклами, чтобы гарантировать пригодность данных при любом положении плоскости во время любой фазы сердечного цикла. Это требует более медленного перемещения стола и сканирования с перекрытием сканируемых зон, что повышает лучевую нагрузку. Из-за изменений продольного расположения датчиков, а также короткого времени интервала реконструкции (чтобы реконструировать аксиальные срезы) необходима некоторая интерполяция данных.

Изображения, полученные или реконструированные во время средней диастолы, фазы относительно неполного сокращения, меньше всего подвержены влиянию артефактов от движения. Изображения, зарегистрированные в конечную систолическую фазу, могут быть важны

при увеличенной или нерегулярной ЧСС, особенно для оценки состояния правой венечной артерии.

ТЕХНИКА ПРОЦЕДУРЫ

Современные многосрезовые КТ-сканеры, которые в состоянии одновременно обработать 64 потока данных, значительно сократили время исследования - задержка дыхания требуется в течение 10 с или менее. Стали доступны КТ-системы с 320 детекторами, способные получить изображение всего сердца во время исследования без необходимости смещения стола с пациентом.

Контраст между кровью в просвете сосуда, стенкой сосуда и окружающими тканями обеспечивается в/в инфузией йодсодержащего рентгеноконтрастного вещества, обладающего большим коэффициентом ослабления рентгеновского излучения. До проведения сканирования с контрастным веществом также выполняют тест для определения времени прохождения контрастного вещества по сосудам при его болюсном в/в введении. Основное сканирование может также запускаться путем автоматического мониторинга плотности контрастной крови в аорте на фоне в/в введения контрастного вещества (рис. 6.7). Также после введения контрастного вещества вводят физиологический раствор хлорида натрия, чтобы "подтолкнуть" болюс контрастного вещества при его движении по сосудам.

Рис. 6.7. Отслеживание болюса контрастного вещества. Сканирование может быть дополнено контрастным усилением сосудов сердца с использованием техники болюсного контрастирования. После инъекции контрастного препарата получают аксиальные изображения на одном и том же уровне восходящей части аорты. Нарастание контрастности измеряют в пределах так называемой области интереса, размещенной на аорте. После того, как будет достигнут заданный порог (например, 100 HU), автоматически запускается последовательность сканирования, включая позиционирование стола и команду задержки дыхания.

Чтобы избежать нечеткости границ от движения, временное разрешение изображения, так же как время выдержки в фотографии, должно быть как можно короче. Минимальное количество проекций, необходимых для реконструкции изображения, собирается при вращении трубки на 180°, для чего используют алгоритмы реконструкции с частичной интерполяцией сырых данных (рис. 6.8). Время вращения трубки (330-420 мс) непосредственно влияет на временное разрешение (165-210 мс). Компьютерные томографы с двумя рентгеновскими трубками, расположенными под углом 90°, позволяют получить все проекции при повороте на 90° вместо 180°. Мультисегментные алгоритмы реконструкции, комбинирующие данные, полученные от соседних сердечных циклов, улучшают итоговое временное разрешение. Их эффективность сильно различается в зависимости от отношения между текущей ЧСС и временем вращения рентгеновской трубки, так как требует, чтобы данные о реконструируемом срезе были получены, по крайней мере, во время двух сердечных циклов. В клинической практике перед КТсканированием, чтобы уменьшить артефакты от движения, главным образом встречающиеся у больных с большой ЧСС, назначают β-адреноблокаторы или другие препараты, замедляющие ЧСС.

Рис. 6.8. Временное разрешение и алгоритмы реконструкции изображения. Используя алгоритмы частичной интерполяции, необходимые профили ослабления для

реконструкции изображений получают приблизительно за время оборота трубки на 180°. Временное разрешение сканера находится в прямой зависимости от скорости вращения системы (A). Мультисегментарные алгоритмы реконструкции, комбинирующие данные от двух или более сердечных циклов, используют, чтобы реконструировать изображения с улучшенным (эффективным) временным разрешением (Б). Отклонение положения трубки на 90° между двумя сердечными циклами обеспечивает оптимальный эффект и уменьшает эффективное окно реконструкции наполовину. Аналогичное положение или отклонение на 180° между сердечными циклами не улучшает временного разрешения. При двухсегментном алгоритме необходимо, чтобы каждое положение плоскости было отсканировано, по крайней мере, во время двух сердечных циклов (вместо одного), требуя большой ЧСС или медленной подачи стола. Компьютерный томограф с двумя рентгеновскими трубками, расположенными под углом 90° (В). Вместо поворота на 180° необходим поворот только на 90°, что двукратно повышает временное разрешение. Изменение ЧСС (с помощью β- адреноблокаторов) удлинняет сердечный цикл и среднюю диастолическую фазу, что также улучшает относительное временное разрешение (Г).

Пространственное разрешение, или способность дифференцировать маленькие структуры, зависит от многих факторов: аппаратных средств КТ (размера фокусного пятна, геометрии гентри, качества детекторов и их размеров), протокола сканирования и параметров реконструкции, а также и от других аспектов, влияющих на качество изображения, таких как контрастное усиление, "шум" на изображениях и артефакты от движения. Толщина рядов детекторов может быть разной, составляя 0,5-0,7 мм, хотя часто бывает немного толще, вместе с тем реконструкция с перекрытием срезов позволяет уменьшить помехи изображения. За оптимальное пространственное разрешение компьютерных томографов принята величина приблизительно

0,5 мм в трех измерениях. Могут быть получены меньшие воксели (3D-элементы изображения) без улучшения пространственного разрешения (оптическое увеличение против цифрового). На вид изображений в дальнейшем влияет тип фильтрации (ядро свертки), используемый при реконструкции изображений, дающий более размытые или более четкие (при этом более шумные) изображения.

Хотя возможности современных КТ-систем внушительны, нельзя забывать, что, несмотря на их неинвазивные преимущества, пространственное и временное разрешение и чувствительность к помехам находятся все еще на низком уровне по отношению к инвазивной селективной коронарографии (см. главу 8).

РАДИАЦИОННАЯ БЕЗОПАСНОСТЬ И КОНТРАСТНЫЕ СРЕДСТВА

КТ - метод, основанный на технологии использования рентгеновского излучения. Его использование невозможно без воздействия на пациента потенциально вредного ионизирующего излучения. Однако из-за равномерного распределения излучения повреждения (эритема кожи) проявляются редко. При КТ сердца наиболее существенны стохастические эффекты, когда клеточные мутации могут привести к раку или генетическим изменениям. Эти эффекты дозозависимы и, вероятно, не имеют минимального порога облучения для их возникновения.

Принципиальным параметром поглощенной дозы, то есть количества поглощенной энергии на единицу массы, служит индекс дозы КТ, который можно измерить ионизационной камерой вдоль оси Z за время одного оборота трубки. Взвешенный индекс дозы КТ может быть вычислен с учетом неоднородного распределения дозы КТ в пределах тела; объемный индекс дозы КТ рассчитывают для участков тела, которые вовлекаются при КТ-сканировании с учетом сканирования прилегающими или перекрывающимися срезами. Чтобы определить дозу облучения всей области сканирования, общую дозу облучения (мГр×см), необходимо умножить объемный индекс дозы КТ на длину зоны сканирования. Повреждение или риск КТ-сканирования зависит от восприимчивости органов или области тела, подвергнутой воздействию рентгеновских лучей. Эффективная доза отражает риск повреждающего воздействия полученной дозы на определенную область тела и может быть вычислена путем умножения общей дозы облучения на коэффициент конверсии (k), характеризующий определенную область тела. Для КТ груди эффективную дозу вычисляют по следующей формуле:

E = 0,017 × ОДО,

где E - эффективная доза (мЗв), ОДО - общая доза облучения (мГр×см).

Спиральная КТ с синхронизацией с ЭКГ связана с относительно высокой дозой облучения, результат сканирования с частичным перекрытием срезов должен гарантировать полезность данных КТ на всем протяжении сердечного цикла. Кроме того, тонкая коллимация детектора и быстрое вращение сканера нуждаются в большом потоке лучей для того, чтобы избежать чрезмерных шумов на изображении. Дебаты о потенциальной опасности при КТ сердца

рентгеновской трубки, моделированный при помощи синхронизации с ЭКГ по времени, основанной на предыдущих сердечных циклах, приводится к низкому уровню (приблизительно 20%), позволяющему выполнять функциональные реконструкции полостей сердца. Период полной экспозиции достаточно широк, чтобы позволить выполнить реконструкцию изображений в различных фазах сердечного цикла. Дополнительного снижения дозы можно достичь за счет уменьшения периода полной экспозиции с дальнейшим сокращением излучения трубки (В). Системы с переменной скоростью движения стола могут ускорить движение стола, понижая дозу облучения, при повышении ЧСС у пациента (Г). Во время пошагового компьютерного сканирования с синхронизацией по ЭКГ рентгеновское излучение присутствует только во время получения аксиальных изображений (Д). Основанная на анатомии модуляция тока рентгеновской трубки позволяет току трубки изменяться на основании количества тканей, задействованных в общем ослаблении рентгеновских лучей. Этого можно достичь при угловом (в плоскости среза) направлении путем уменьшения тока трубки при сканировании

впереднезаднем направлении и повышения его при сканировании в латеральном направлении (Е). Модуляции тока также можно производить в зависимости от объема ткани

впродольном направлении.

ALARA (от англ. As Low As Reasonably Achievable) - один из основных критериев, рекомендуемых Между-народной комиссией по радиологической защите с целью минимизации вредного воздействия ионизирующей радиации. Предусматривает поддержание на возможно низком и достижимом уровне как индивидуальных (ниже пределов, установленных действующими нормами), так и коллективных доз облучения, с учетом социальных и экономических факторов.

С развитием более мощных КТ-систем доза облучения при КТ сердца постепенно увеличивалась от 10 мЗв и ниже при КТ с 4 рядами детекторов до 15-20 мЗв при КТ с 64 рядами детекторов. При использовании упомянутых выше мероприятий дозу можно понизить до 5-10 мЗв в зависимости от индивидуальных особенностей пациента (размера сердца и сердечного ритма [3]), а также доступных дозоснижающих нововведений в КТ-системе. Использование пошагового сканирования с ЭКГ триггером у некоторых пациентов может снизить дозу облучения даже менее 5 мЗв [4]. Для сравнения, ежегодное радиационное облучение от естественных источников варьирует в диапазоне 2-4 мЗв, в зависимости от местоположения. Радиационное облучение при классической ангиографии составляет 4-5 мЗв.

Использование контрастных веществ связывают с низким риском развития контрастиндуцированной нефропатии и хорошей переносимостью, однако больным с ХПН не следует проводить такие исследования.

ОЦЕНКА РЕЗУЛЬТАТОВ

В результате реконструкции получается большое количество перекрывающихся аксиальных срезов (более 200), показывающих сердце и венечные артерии после контрастного усиления во время определенной сердечной фазы (рис. 6.10), которые считают исходными изображениями и основой для всей дальнейшей оценки. Однако чтобы облегчить оценку этого большого количества данных, применяют различные 2D- и 3D-реконструкции и последующую обработку изображений, включая многоплоскостные реконструкции (MPR), изображение в проекции максимальных интенсивностей (MIP) и объемный рендеринг (VRТ) (рис. 6.11). Изображение в проекции максимальной интенсивности, показывающее самую высокую плотность в пределах тонкого слоя, позволяет идентифицировать более длинные сегменты сосуда и особенно полезно для оценки ответвлений от него. 3D-реконструкции привлекательны для наглядного представления выявленной патологии, но обычно их не используют при первичной диагностике КТ-томограмм, особенно при наличии кальциноза и стентов в сосудах. Диагностических преимуществ при использовании этих технологий обработки изображений по сравнению с аксиальными срезами не выявлено, в то же время выявленная при их оценке патология требует подтверждения на аксиальных срезах (рис. 6.12).

Рис. 6.10. Компьютерная томограмма, демонстрирующая анатомию сердца, аксиальные изображения. Типичные аксиальные изображения сердца, полученные после контрастного усиления при многосрезовой КТ. Из 250 изображений было отобрано шесть для демонстрации типичной анатомии сердца на компьютерных томограммах (A-Е). Компьютерные томограммы демонстрируют вид снизу. Правая сторона помечена (R), грудина находится наверху. Ao - восходящая часть аорты; CS - коронарный синус; LA - левое предсердие; LAA - ушко левого предсердия; LAD - левая нисходящая венечная артерия; LCX - левая огибающая венечная артерия; LM - левая главная венечная артерия; LV - левый желудочек; PA - легочная артерия; PC - перикард; RА - правое предсердие; RCA - правая венечная артерия; RV - правый желудочек.

Рис. 6.11. Вторичная реконструкция изображения и последующая обработка. Вторичные методы реконструкции демонстрируют тот же набор данных мультиспиральной КТ, что и на рис. 6.10. А - изображение в проекции максимальной интенсивности в тонком срезе на том же уровне, как на рис. 4.8, B. В пределах 8-миллиметрового среза показаны только самые высокие денситометрические плотности (в основном усиленная контрастом кровь или металл и кальцификаты), которые позволяют оценить более длинные сегменты сосуда и маленькие ответвления. Изображение в проекции максимальной интенсивности меньше подходит для сильно кальцинированных сосудов или стентов. Б - криволинейная реконструкция по ходу оси сосуда может показать всю ветвь венечной артерии в одной плоскости, в данном случае правую венечную артерию. В - 3D-объемная реконструкция сердца и венечных артерий (верхняя, левый переднекосой вид) обеспечивает общее представление об анатомии этих артерий и ее отношения к анатомии сердца (см. рис. 6.10).

Рис. 6.12. Трехмерная объемная реконструкция. А - вид спереди и слева, показывающий левую и правую венечные артерии. Б - вид слева сбоку, демонстрирующий левую венечную артерию. В - вид справа сбоку, показывающий правую венечную артерию. Ao - аорта; LA - левое предсердие; LAD - левая нисходящая артерия; LCX - левая огибающая артерия; LM - левая основная артерия; LV - левый желудочек; MO - ветвь тупого края; RCA - правая венечная артерия; RVOT - правожелудочковый путь оттока.

Тяжесть стеноза может быть определена полуколичественно, например как тяжелый (70-99%), умеренный (50-70%) и незначительный (‹50%) стеноз. Также стеноз можно оценить количественно, используя (полу-)автоматизированное программное обеспечение, хотя корреляция между количественной КТ и количественной ангиографией бывает непостоянной среди различных групп пациентов.

КЛИНИЧЕСКОЕ ПРИМЕНЕНИЕ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ СЕРДЦА

КАЛЬЦИНОЗ ВЕНЕЧНЫХ АРТЕРИЙ

КТ - очень чувствительный неинвазивный диагностический метод определения степени кальцификации артерий, потому что у кальция высокая степень поглощения рентгеновских лучей (высокая КТ-плотность). Ткань в пределах стенки сосуда с КТ-плотностью +130 HU или больше определяют как обызвествление (рис. 6.13).

Рис. 6.13. Визуализация кальциноза венечных артерий на компьютерной томограмме. Бесконтрастная многосрезовая КТ (коллимация 16×0,75 мм, вращение на 370 мс, ретроспективная синхронизация с ЭКГ), выполненная для визуализации коронарного кальциноза. А - кальциноз проксимального отдела левой передней нисходящей венечной артерии (стрелка). Б - кальциноз середины правой венечной артерии (стрелка).

Изначально кальций обнаруживали при помощи пошаговой КТ при использовании ЭКГсинхронизированной последовательной техники КТ без контрастного усиления [5]. Недавно была предложена альтернативная методика МСКТ. Традиционный способ количественного определения кальцификации венечных артерий - использование шкалы Агатстона [5]. Эта шкала характеризует размер области обызвествления и максимального поглощения излучения в пределах этого поражения. Альтернативные методы количественного определения включают исследование площади обызвествления (например, в квадратных миллиметрах) и массы кальция (например, в миллиграммах) [6, 7]. Несмотря на потенциальные преимущества этих более новых методов количественного определения кальциноза, особенно при использовании разных компьютерных томографов, значительных исследований, показывающих их преимущества, не проводилось.

Наличие обызвествлений в венечных артериях неизменно связано с коронарным атеросклерозом, количество его коррелирует с общим объемом бляшек, расположенных в венечных артериях [8]. Высокое содержания кальция в венечных артериях, в зависимости от возраста и пола, является прогностическим фактором, оценивающим риск развития неблагоприятного коронарного события, независимо от традиционных факторов риска у мужчин и женщин, европеоидной или негроидной расы, испанцев или китайцев (табл. 6.1. и 6.2) [9-12]. Отсутствие кальция в венечных артериях фактически исключает коронарный атеросклероз и связано с очень низким риском неблагоприятных коронарных событий. Однако у пациентов более молодого возраста необызвествленная бляшка может вызывать острую боль в груди (табл. 6.3).

Таблица 6.1. Шкала содержания кальция для прогнозирования смертельного исхода или инфаркта миокарда