В помощь практическому врачу методы неинвазивнои количественной оценки минеральной плотности костной ткани (МПКТ)

В ПОМОЩЬ ПРАКТИЧЕСКОМУ ВРАЧУ

МЕТОДЫ НЕИНВАЗИВНОИ КОЛИЧЕСТВЕННОЙ ОЦЕНКИ МИНЕРАЛЬНОЙ ПЛОТНОСТИ КОСТНОЙ ТКАНИ

Т.О. ЧЕРНОВА

Эндокринологический научный центр РАМН

В последние 20 лет быстро развиваются и широко внедряются в практику методы костной денситометрии. ДЛЯ клиницистов стали доступными многие технологии, несмотря на то что первые аппараты для измерения МПКТпоявились сравнительно недавно, история остеоденситометрии началась более 60лет назад.

Традиционная рентгенография как метод оценки МПКТ

Самой ранней попыткой измерить МПКТ было проведение рентгенографии скелета. Оценка невооруженным глазом прямых рентгенограмм скелета никогда не использовалась для измерения костной плотности. Деминерализация скелета становится видимой визуально только при потере 30-40% или более массы кости [23), хотя при оценке опытным радиологом этот показатель для кистей рук составляет около 10%. Таким образом, визуальная оценка рентгенограмм непригодна для ранней диагностики остеопении. Рентгенография может использоваться для количественной и качественной мор-фометрии скелета. Ранее ряд исследователей применяли анализ рентгенограмм для оценки МПКТ. Для этого выполняли оптическое измерение рентгенограмм определенных областей скелета при одновременном сравнении этих данных с рентгеновскими стандартами известных денситограмм. Однако с внедрением в клиническую практику фотонных и рентгеновских абсор-бциометрических технологий большинство из вышеупомянутых методик перестали использоваться в клинической практике. Тем не менее, краткий обзор существовавших технологий поможет провести анализ имеющихся современных методов исследования.

Количественная морфометрия позвоночника и индекс Сингха

В клинической практике более 50 лет существует методика количественной морфометрии для оценки плотности кости, однако она имеет ограниченное применение. Системы оценки для позвоночника основываются на трабекулярных моделях в пределах тел позвонков и толщины кортикального слоя [2]. Позвонки были проградуированы от IV до I, более низкий уровень характеризует большую потерю трабекулярно-го вещества в пределах позвонков с потерей горизонтальных трабекул и прогрессирующим истончением кортикального слоя.

Индекс Сингха [53] является количественной мор-фометрической методикой, основывающейся на тра-бекулярных моделях, например, при оценке проксимальных отделов бедренных костей [9]. Сингх и другие авторы отмечали появление предсказуемой модели постепенного исчезновения пяти групп трабекул при остеопорозе на примере остеопороза проксимального отдела бедренных костей. На основании такого порядка исчезновения радиография проксимального отдела бедренной кости может быть проградуирована от 1 до 6 с низшими значениями, указывающими на наибольшие потери.

Количественные морфометрические

технологии

Радиограммаметрия

Радиограммаметрия представляет собой измерение размеров костей с использованием скелетных радиографов. Метакарпальная радиограммаметрия использовалась более 30 лет. Ширина кортикального слоя метакарпальной области измерялась одним из двух способов. Используя плоскостной радиограф для руки и штангенциркуль или прозрачные масштабные линейки, определялись общая ширина и ширина серединного слоя пястных костей с определением метакарпаль-ного индекса (МИ), длины концевой области пальцев измерялись в средней точке пясти. Ширина кортикального слоя вычислялась посредством вычитания ширины срединного слоя из общей ширины. Толщина кортикального слоя также могла быть измерена непосредственно прямо. МИ - это ширина кортикального слоя, поделенная на общую ширину. Другие количественные характеристики, получаемые при этих измерениях, включали в себя процент кортикальной площади (%КП), кортикальную площадь (КП) и отношение кортикальной площади к площади поверхности. Основным ограничением этого метода являются его недостаточная точность, трудоемкость и длительность выполнения, но, тем не менее, этот метод используется до настоящего времени для оценки плотности костей пясти, может иметь клиническую значимость только в опытных руках. Радиограммаметрия проводилась для фаланг пальцев, дистальных отделов лучевой и бедренных костей.

Радиографическая фотоденситометрия

Многие из разработок современных методов одно-и двухфотонной абсорбциометрии, а также двухэнер-гетическая рентгеновская абсорбциометрия фактически разрабатывались на основе рентгеновской фотоден-ситометрии [34]. При радиографической фотоденси-тометрии получали экспозицию широкого потока рентгеновских лучей, и плотность изображения костей оценивалась при использовании сканирующего денситометра. Влияние таких эффектов, как установка экспозиции, энергия потока, обработка снимка, частично компенсируется посредством одновременного изменения выдержки и диафрагмы при известной плотности кадра. Наиболее часто используются алюминиевая диафрагма, клин, а также другие материалы, например, слоновая кость [5]. Этот метод может применяться только в тех местах скелета, где толщина мягких тканей меньше 5 см, таких, как кисти рук, предплечье, а также пяточная кость. В тех частях тела, где толщина мягких тканей превышает 5 см, возника-

№2/2002 ОСТЕОПОРОЗ И ОСТЕОПАТИИ

ют проблемы, связанные с рассеиванием излучения, увеличением жесткости потока лучей или с ослаблением мягкой энергии полихроматического рентгеновского потока лучей, проходящего через тело. Исследования, при которых фиксировалась упреждающая мощность при переломах бедренных костей, в частности, в области треугольника Варда (треугольник Вар-да, который впервые был описан Вардом в журнале "Outlines of Human Osteology", Лондон, Henry Renshaw, 1838, представляет собой треугольную область, образованную пересечением трех групп трабе-кул в шейке бедра), проводились за 30 лет до исследований Cummings et al, использовавших современный метод двухэнергетической рентгеновской абсорбциомет-рии в 1993 году [11]. Точность таких измерений была достаточно высокой, коэффициент вариаций был равен 5%. Корреляция между метакарпальной фотоден-ситометрией и количеством костной ткани, определенной при сжигании аналогичного участка кости в муфельной печи (в эксперименте), была высокой и составляла

0.88 [52]. Радиографическая фотоденситометрия была разработана и широко использована исследователями Р. В. Mack и G. Vose [33].

Радиографическая абсорбциометрия

Радиографическая абсорбциометрия (РА) является современным исследованием с использованием принципа радиографической фотоденситометрии [10, 56]. Способность выражать в цифрах рентгенографические изображения высокого разрешения и выполнять компьютерный анализ таких изображений способствует устранению ошибок из-за различий методов радиографической экспозиции и вследствие повышенной толщины мягких тканей. Впервые проведенное в США подобное исследование включало применение двух рентгеновских лучей для костей рук и применение без экранных снимков, каждый из которых получался при различных экспозициях. Первоначально рекомендовалась установка 50 кВ и 300 мА в течение 1 секунды и 60 кВ и 300 мА в течение 1 секунды. Полученные снимки анализировались в электронном виде с помощью видеокамеры высокого разрешения.

Способность оценки плотности костной ткани для других точек скелета при ручном методе РА такая же, какая отмечается при использовании других методов, таких, как однофотонная абсорбциометрия или количественная компьютерная томография позвоночника [10, 27]. Это не означает, что значения, полученные при РА, можно использовать для точного определения МПКТ.

Полезность современной РА для оценки риска переломов бедра показана при адекватной обработке данных, полученных при анализе результатов обследования в рамках проведения Национального Обзорного Исследования по оценке здоровья и питания (NHANES

1, 1971-1975). В этой работе было проведено 1559 рентгенологических исследований женщинам белой расы с использованием старого метода фотоденсито-метрии, при котором использовался алюминиевый клин [39]. При дальнейшем наблюдении за этой когортой в течение последующих 14 лет, начиная с 1987 года, был зарегистрирован 51 перелом бедра. По данным радиографической фотоденситометрии, риск перелома бедра в зависимости от возраста составлял 1,66. Рентгенологические снимки были заново проанализированы с использованием РА с учетом отличий мето-

дов. Этот повторный анализ показал, что риск переломов составлял 1,81. Таким образом, РА имеет очевидные преимущества вследствие легкости применения и доступности, так как используется стандартное рентгеновское оборудование.

Методы фотонной абсорбциометрии

В медицинской радиологии используется эффект ослабления рентгеновских лучей за счет уменьшения числа и энергии фотонов рентгеновского потока или их интенсивности. В большей степени ослабление рентгеновских лучей определяется плотностью тканей. Отличие плотностей тканей используется для создания видимых изображений проникновения рентгеновских лучей. Чем больше плотность тканей, тем больше электронов она содержит. Число электронов в ткани определяет способность ткани как ослаблять, так и пропускать фотоны рентгеновского потока. Разница в структуре пропускаемых или ослабляемых фотонов создает контраст, необходимый для различия изображений потока рентгеновских лучей. Если все фотоны были ослаблены (или не были пропущены), то изображения не будет видно и кадр будет белым. Если все фотоны были пропущены (не были ослаблены), то изображения не будет видно и весь кадр будет черным. Различия в ослаблении энергии фотонов рентгеновских лучей для разных тканей обусловливают контраст рентгеновских лучей, который делает изображение видимым. Если степень ослабления можно про-градуировать, то это обеспечивает возможность также количественно определить плотность ткани. Это является основным принципом фотонной абсорбциомет-рии и измерения МПКТ.

Однофотонная абсорбциометрия

Cameron и Sofenson [12] в журнале "Science" в 1963 году описали новый метод определения плотности костной ткани в организме посредством прохождения монохроматического потока фотонов одной энергии через кость и мягкие ткани. Количество костного минерала на пути, поперечном потоку, можно проградуи-ровать, основываясь на различии интенсивности потока до и после прохождения потока через интересующий регион. В ранних исследованиях ОФА усреднялись результаты многократных проходов при сканировании одного участка скелета пациента, обычно это был средний отдел лучевой кости [54]. В поздних исследованиях ОФА использовались проходы при сканировании с равно отстающими по длине интервалами вдоль длины кости, так что могла быть вычислена масса костного минерала на единицу длины кости (МПКТ). Для градуировки энергии фотона после ее ослабления в костной и мягких тканях был использован сцинтиллирующий детектор (реагирующий на вспышки). Как источник фотонов, так и детектор высоко коллимированы, это означает, что размер и форма потока ограничивались. Оба механизма последовательно располагаются, и при прохождении через исследуемый участок кости используются системы управления механическими моторами. Для генерации потока фотонов одного уровня энергии первоначально использовались йод-125 при напряжении 27,3 килоэлектронвольт (кэВ) или америций-241 при напряжении 59,6 кэВ, при этом большинство ОФА-блоков впоследствии при разработках в США использовали только йод-125.

Физические вычисления для определения МПКТ с помощью ОФА справедливы только тогда, когда имеется постоянная толщина костной и мягких тканей по пути сканирования. Для того чтобы искусственно создать такого рода постоянную толщину, исследуемый орган тела погружается в ванну с водой или окружается материалом-эквивалентом ткани. С практической точки зрения это ограничивает ОФА для измерений дистальных отделов скелета, таких, как лучевая и пяточная кости. Точность измерения плотности пяточной кости при помощи ОФА составляла менее 3% [3]. Доза поверхностного облучения как для лучевой кости, так и для пяточной кости составляла 5-10 милли-рэм [3, 26]. Биологически эффективная доза облучения была незначительной. Сообщалось о результатах измерения как содержания костного минерального компонента в граммах, так и содержания костных минералов на единицу длины в г/см. Время выполнения таких исследований составляло 10 минут.

ОФА лучевой кости достаточно хорошо отражала риск переломов периферического скелета [16, 22, 48]. Измерения методом ОФА лучевой кости также явились хорошим прогностическим критерием риска переломов позвоночника и общего риска переломов [4, 16, 38].

Двухфотонная абсорбциометрия

Основным в работе приборов ДФА является тот же принцип, что и при ОФА: способность количественно оценить степень ослабления потока энергии фотона после прохождения через костную или мягкие ткани. Однако в двухфотонной системе используется изотоп, который излучает максимум фотонной энергии в двух различных фотоэлектрических диапазонах излучения, или используются два изотопа, каждый из которых излучает максимум фотонной энергии в разных, отличных друг от друга диапазонах излучений. Когда поток проходит через участок тела, содержащий как костную, так и мягкие ткани, ослабление потока фотонов отражается на обоих энергетических пиках. Если один пик энергии предпочтительно ослабляется костной тканью, то вклад мягких тканей в ослабление потока может быть математически вычтен [40]. Как и при ОФА, оставшийся вклад в ослабление потока со стороны костной ткани может быть количественно оценен и затем сравнивается со стандартом, полученным при количественном анализе костного пепла, полученного при сжигании аналогичного участка кости в муфельной печи. Способность отделить таким способом кость от мягких тканей позволяет количественно оценить МПКТ в тех областях скелета, которые окружены большими и неравномерными массами мягких тканей. Наиболее адекватными участками скелета для оценки МПКТ являются поясничный отдел позвоночника и проксимальные отделы бедренных костей. Метод ДФА может также использоваться для определения МПКТ всего тела. В разработку метода ДФА и его применение при анализе поясничного отдела позвоночника, проксимальных отделов бедренных костей и всего тела внесли вклад ряд исследователей: Dunn, Wanner и Riggs [12]; Reed [44]; Roos [47]; Mazess [36]; Wilson и Madsen [55] и Peppier [35].

Изотопом, который обычно используется при ДФА, является гадолиний-153, который в естественных условиях излучает фотонную энергию на двух фотоэлектрических максимумах, соответствующих 44 и

100 кэВ. Фотоэлектрический пик, равный 44 кэВ, является пиком ослабления фотонной энергии при ее прохождении через кость. Ослабленные потоки фотонов определяются с помощью сцинтилляционного детектора, выполненного на основе Nal, и оцениваются количественно после прохождения через импульс -но-весовые анализаторы на уровнях 44 и 100 кэВ. Экранирующий держатель для источника Gd-153 колли-мируется и оборудуется заслонкой, которая управляется с помощью компьютера, двигается вместе с Nal-де-тектором при прямолинейном пути сканирования над интересующим регионом. Затем по пути сканирования выполняется последовательное вычисление плотности кости. Исследование МПКТ поясничного отдела позвоночника выполняется с помощью потока фотонов, проходящих в нескольких направлениях. Для исследования позвоночника методом ДФА требуется 30 минут, а для исследования проксимальных отделов бедренных костей 30-45 минут. Для исследования по программе «все тело» требуется 60 минут. Доза поверхностного облучения достаточно низкая и составляет 15 мрэм. Воспроизводимость измерений поясничного отдела позвоночника методом ДФА находится в пределах от 3 до 6%, а для проксимального отдела бедренной кости составляет от 3 до 4%. Точность измерений МПКТ поясничного отдела позвоночника составляет 2-4% и 4% для проксимальных отделов бедренной кости.

Основным преимуществом ДФА, по сравнению с ОФА, является возможность количественной оценки МПКТ разных отделов скелета. Однако метод ДФА имеет ряд ограничений. Установка аппарата очень дорога. Источник Gd-153 должен заменяться ежегодно, при его стоимости примерно 5000$ и более. Также отмечалось, что, так как радиоактивный источник распадается, значения, полученные методом ДФА, необходимо увеличивать на 0,6% ежемесячно.

При замене источника значения могут понизиться на 6,2%. Несмотря на то что для компенсации эффекта распада источника разработаны математические формулы, остается ряд причин для беспокойства, потенциально влияющих на точность и воспроизводимость. Точность, равная 2-4% по методу ДФА поясничного отдела позвоночника и проксимальных отделов бедренных костей, ограничивает их применение для оценки динамики МПКТ.

Одноэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия

Принцип одноэнергетической рентгеновской абсор-бциометрии (ОРА) преимущественно используется для измерения плотности дистальных отделов лучевой и плечевой костей и пяточной кости. АналоТично методу двухэнергетической рентгеновской абсорбциомет-рии, блоки ОРА не используют радиоактивные изотопы, при этом уменьшается стоимость обслуживания оборудования и обеспечивается более надежное долговременное применение.

Самым современным методом оценки минеральной плотности костной ткани является двухэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия.

Двухэнергетическая рентгеновская абсорбциометрия

Основные принципы двухэнергетической рентгеновской абсорбциометрии (ДРА) такие же, как и при

№ 2/2002 ОСТЕОПОРОЗ И ОСТЕОПАТИИ

ДФА Однако при ДРА радиоактивный изотоп, который является источником энергии фотонов, заменен на рентгеновскую трубку. Есть ряд преимуществ рентгеновских источников над источниками с радиоактивными изотопами. Отсутствует радиактивный распад изотопа, требующий замены источника фотонов. Вследствие этого нет проблемы коррекции измерений с учетом распада источника фотонов. Большая интенсивность источника или поток фотонов, созданный рентгеновской трубкой, и меньшее фокальное пятно позволяют улучшить коллимацию потока, что приводит к меньшему перекрытию по дозе между линиями сканирования и большему разрешению изображения. Время сканирования уменьшается, а точность увеличивается. Так как рентгеновские трубки производят поток, который перекрывает широкий диапазон энергий фотонов, пучок может быть некоторым образом сужен для того, чтобы произвести два различных фотоэлектрических пика, которые необходимы для отделения энергии поглощения костной ткани от мягких тканей. Основные производители двухэнергетических рентгеновских абсорбциометров в США используют два основных принципа. Корпорация Lunar и корпорация Norland Medical Systems используют хорошо заземленные К-контурные фильтры для получения двух различных фотоэлектрических пиков. Корпорация Hologic использует импульсный источник питания рентгеновской трубки для создания того же самого эффекта.

К-контурные фильтры производят рентгеновский пучок с высоким числом фотонов в заданном диапазоне энергии, который немного выше границы К-по-глощения рассматриваемой мягкой ткани. К-контур связывается с энергией К-оболочки электрона. Этот уровень энергии изменяется в зависимости от вида ткани. Корпорация Lunar использует цериевый фильтр, имеющий границу поглощения К-оболочки, равную 40 кэВ. Спектр рентгеновского излучения, отфильтрованный цериевым фильтром при напряжении 80 кВ, будет содержать два фотоэлектрических пика с уровнями 40 и 70 кэВ. К-контурный фильтр из самария, применяемый фирмой Norland, имеет границу поглощения К-оболочки на уровне 46,8 кэВ. Поток рентгеновских лучей с фильтром из самария при напряжении 100 кВ производит низкоэнергетический пик на уровне 46,8 кэВ. В системе Norland высокоэнергетический пик является переменным, так как используются подбираемые уровни фильтрации, но фотоны ограничиваются уровнем менее 100 кэВ при напряжении, равном 100 кВ. К-контуры, как цериевые, так и самариевые, приводят к формированию низкоэнергетического пика Gd-153 с уровнем 44 кэВ, используемому в большинстве двухфотонных систем.

Двухэнергетический рентгеновский абсорбциометр фирмы Hologic использует различные системы для формирования двух фотоэлектрических пиков, необходимых для дифференциации костной ткани от мягких тканей. Вместо К-контурной фильтрации потока рентгеновских лучей фирма Hologic использует переменные импульсы источника рентгеновских лучей с напряжением 70 и 140 кВ.

Большинство участков скелета доступны при применении метода ДРА. Исследования позвоночника могут выполняться как в передне-заднем, так и в латеральном направлениях, несмотря на то что доступ к поясничному отделу позвоночника в латеральной про-

екции ограничен контуром, перекрывающим L; и L2, и перекрытием костями таза L4. Латеральная проекция дает возможность исключить деформации, компрессионные переломы позвонков, определяемые в передне-задней проекции позвоночника [50]. Латеральное сканирование также позволяет исключить из измерения задние отделы поясничного отдела позвоночника, которые также оказывают влияние на показатели МПКТ, по ряду данных они приводят к изменениям в виде 47% от определенной МПКТ [32]. При ДРА можно также оценить проксимальные отделы бедренных костей, кости предплечья, и существует программа оценки всего тела.

Время сканирования при ДРА значительно короче времени сканирования при ДФА. Для ранних исследований требовалось приблизительно 4 минуты для оценки передне-задней проекции позвоночника или проксимальных отделов бедренной кости. На исследование всего тела требовалось 20 минут в режиме обычного сканирования и 10 минут в режиме быстрого сканирования. На аппаратах последней генерации время исследования стало еще меньше и в среднем составляет только 2 минуты.

Величины, полученные при исследовании позвоночника с помощью рентгеновских лучей с двойной энергией, хорошо коррелируют с величинами, полученными при ранних исследованиях методом ДФА [21, 25, 31, 42]. Величины метода ДРА для позвоночника на аппаратах фирмы Lunar, а также величины, полученные на аппаратах фирм Hologic и Norland, ниже, чем величины, полученные методом ДФА. Есть также отличия в значениях МПКТ, полученных методом ДРА с помощью оборудования от трех основных производителей. Результаты измерения МПКТ, полученные при ДРА на приборах фирмы Hologic и фирмы Norland, ниже величин, полученных при исследовании на аппаратах Lunar, хотя все эти значения пере-считываются и коррелируют между собой [28,29,41,46]. Сравнения результатов, полученных на оборудовании всех трех производителей, позволяют преобразовывать результаты, полученные от разных производителей, но допуск на ошибку при таких преобразованиях слишком высок, чтобы считать такие преобразования клинически полезными. Разработка универсального стандарта калибровок аппаратов или стандартизованная плотность костного минерала может устранить эту проблему в будущем.

Экспозиция радиации в оборудовании ДРА является предельно низкой для всех типов сканирования. Выраженная как поверхностная доза, доза облучения при исследовании позвоночника в передне-задней проекции или проксимального отдела бедренной кости составляет только 2-5 мрэм.

Несмотря на то что исследования МПКТ при методе ДРА часто называют исследованием позвоночника в передне-задней проекции, поток на самом деле проходит в задне-переднем направлении. Такие исследования правильно характеризуются как исследования позвоночника в задне-переднем направлении. Один из веерных сканеров для метода ДРА, Lunar Expert, выполняет исследование позвоночника в передне-заднем направлении.

Биологически значимая эффективная доза, или эквивалентная доза для всего тела, составляет только 0,1 мрэм [24].

Возможно, наиболее значительным преимуществом метода ДРА является значительное улучшение точности. Выраженная как коэффициент отклонения, точность составляет 0,9% для обследования методом передне-заднего сканирования проксимальных отделов бедренных костей, данные обследования которых являются максимально точным методом оценки риска переломов [31]. В работе Pouilles и соавт. точность исследовалась в течение 1 года и составила 1% для поясничного отдела позвоночника и 1,7-2,3% для шейки бедра [42]. Следующим поколением стали сканеры с веерным потоком. Сканеры со сходящимся потоком используют коллимированный (параллельный) поток рентгеновских лучей, перемещающийся прямолинейно с одним детектором или, как в случае блоков фирмы Norland, с двумя последовательными детекторами. Сканеры с веерной матрицей используют массив детекторов, устраняющих необходимость применения прямолинейного пути сканирования. Время сканирования уменьшается до 30 секунд. Разрешение изображения также значительно увеличивается, и можно получить качество изображения, как при рентгенографии, или близкое к изображению, получаемому на рентгенограммах. Полученные результаты исследования привели к созданию метода, называемого морфо-метрической рентгеновской абсорбциометрией или МРА При МРА изображения позвоночника, полученные в боковой проекции, могут использоваться для компьютерного анализа размеров позвонков и для диагностики переломов позвонков. В будущем планируется создание программ для метода МРА для измерения длины оси бедра при исследовании проксимальных отделов бедренной кости. Было показано, что длина оси бедра является независимым параметром для предсказания риска переломов бедра [14].

Метод ДРА постепенно заменяет старые блоки метода ДФА в большинстве клиник. Сокращение времени сканирования, улучшение разрешения изображения, уменьшение дозы облучения, повышение точности, а также уменьшение стоимости эксплуатации дают явные преимущества методу ДРА перед ДФА.

Периферийные блоки метода ДРА

В настоящее время имеется несколько новых устройств, которые используют двухэнергетическую рентгеновскую технологию. Эти устройства являются уникальными, потому что они посвящены измерению одного или двух дополнительных участков скелета. По существу, эти устройства часто характеризуются как периферийные устройства. Они обычно маленького размера, компактные и портативные. Стоимость оборудования обычно намного меньше, чем стоимость полноразмерных центральных блоков, реализующих метод ДРА.

DTX-200

DTX-200 происходит от Osteometer Meditech Als, разработанного в Дании. Это портативное устройство весит приблизительно 36 кг [37]. Это двухэнергети-ческий прямолинейный сканер, использующий К-кон-турный фильтр. На этом приборе проводятся измерения ультрадистальных и дистальных отделов предплечья. Эффективная доза при экспозиции радиации составляет 0,01 мрэм. По данным ряда авторов, точность для дистальных отделов равна 0,9%, а для ультрадистальных отделов - 1,1%.

L_____

пДРА

пДРА фирмы Norland является двухэнергетическим рентгеновским денситометром, который использует К-контурный фильтр для получения энергетических пиков на уровнях 28 и 48 кэВ. Плотность кости количественно оценивается для дистальных отделов лучевой и локтевой костей, проксимальных отделов (33%) лучевой и локтевой костей.

Периферический моментальный рентгеновский проектор

Периферический моментальный рентгеновский проектор использует двухэнергетическое высоковольтное питание трубки с фиксированным анодом, может использоваться для определения минеральной плотности костей предплечья и пяточной кости. Сообщается о кратковременной точности in vivo, равной 1,01,5%. Поверхностная доза радиации 20 мрэм.

Количественная компьютерная томография

Несмотря на то что количественная компьютерная томография (ККТ) является фотонной абсорбциомет-рической техникой, подобной ОФА, ОРА, ДФА и ДРА, ее уникальность в том, что она обеспечивает получение трехмерного изображения. Это позволяет произвести прямое определение плотности в единице объема и дифференцированно измерить МПКТ трабе-кулярной кости. В 1976 году Ruegsegger и др. [49] разработали специальный периферический КТ-ска-нер, использующий 125 I для измерения лучевой кости. Genant и Сапп [6,18] использовали имеющиеся КТ-сканеры для количественной оценки плотности позвонков. Этот метод получил широкое клиническое применение в США, хотя в последнее время появился и в Европе.

При исследованиях скелета методом ККТ использовался эталонный стандарт или фантом, который сканировался вместе с пациентом. Фантом, содержавший Са2НРО4 в различных концентрациях, помещался во время исследования под пациентом. Для лока-лизациии выбиралась точка отсчета, а затем проводилось послойное измерение через центры двух и более тел позвонков, которые обычно выбирались от Т12 до L3 [19]. Интересующий район в пределах передней части тел позвонка анализировался и выражался в мг/см3 Са2НРО4 - эквивалента. Этот район тщательно позиционировался для того, чтобы исключить плотность кортикальных отделов позвонков. В результате определялась трехмерная трабекулярная МПКТ, отличная от двухмерной МПКТ кортикальных и трабекуляр-ных отделов кости, определяемой при. исследовании позвоночника методами ДРА И ДФА. На исследование позвоночника методом ККТ требуется около 30 минут [8]. Доза поверхностной радиации составляет примерно 100-300 мрэм. Эта доза кажется очень большой, но, так как очень малая часть костного мозга подвергается облучению при исследовании позвоночника методом ККТ [24], эффективная доза находится в пределах 3 мрэм. При проведении ККТ на аппаратах, которые по своей конфигурации не могут обеспечивать низкие значения облучения, поглощенная и поверхностная дозы облучения в 3—10 раз выше.

Погрешности при измерении костной плотности методом ККТ связаны с процентным содержанием жи-

- '002 ОСТЕОПОРОЗ И ОСТЕОПАТИИ

ровой ткани в костном мозге [19, 30, 45]. Жировая ткань костного мозга увеличивается с возрастом, что приводит к изменениям значений методом ККТ у пожилых пациентов. Отмечалось, что точность значений при методе ККТ лежит в диапазоне от 5 до 15% в зависимости от возраста пациента и процента жировой ткани костного мозга. Наличие жировой ткани в костном мозге приводит к недооценке плотности кости для молодых - примерно на 20 мг/см3 и для лиц старшего возраста - на 30 мг/см3 [19]. Ошибки, связанные с необходимостью учитывать жировую ткань, могут быть скорректированы по оригинальному методу Dunnill и коллег [13]. Для исключения ошибок, связанных с наличием жировой ткани в костном мозге, Genant и Boyd [17] разработали методы двухэнер-гетической и одноэнергетической ККТ. При этом методе уменьшается ошибка, связанная с наличием жировой ткани, до 1,4%, по данным экспериментального (посмертного) анализа [30, 45]. Точность этих методов ограничена и составляет 1-3% в руках эксперта, а для двухмерной ККТ - 3-5% [7, 19]. Способность определять плотность проксимальных отделов бедренной кости также ограничена [46]. Метод ККТ для позвоночника показан для оценки остеопоротических переломов, и очевидно, что такие измерения могут отличать пациентов с остеопорозом от нормы даже лучше, чем при исследовании методом ДРА [15, 51]. Переломы редко встречаются при значениях минеральной плотности костной ткани выше 110 мг/см3 и очень часто встречаются при МПКТ 60 мг/см3 [20]. Так как методом ККТ оценивается только трабекулярная костная ткань, которая более метаболически активна по сравнению с кортикальной костной тканью, то скорость изменений при заболевании, определяемая методом ККТ, выше, чем скорость при методе ДФА или ДРА [18]. Корреляция между измерениями плотности кости позвоночника методом ККТ и участками скелета, измеренными другими способами, является статистически важной, но слишком слабой, чтобы обеспечить точное предсказание плотности костной ткани на других участках измерений позвоночника и скелета методом ККТ [27, 51].

Последние достижения в области костной денситометрии

ДРА аксиального скелета проводится с использованием или веерной или пучковой технологии. Оба метода обеспечивают получение правильных и точных результатов определения МПКТ. Тем не менее, традиционный веерно-пучковый подход, хотя и обеспечивает быстрое сканирование, дает больше неточностей при определении доли костных минеральных веществ и определении на площади поверхности вследствие эффекта увеличения. Проведение исследования по программе «все тело», программе, которая начинает все более широко использоваться в клинической практике для композиционного анализа состава тела, находится в группе риска наибольших ошибок. Что также имеет большое значение - пациенты при проведении этого исследования подвергаются большому риску, так как при исследовании с технологией веерного пучка при обследовании используется большая доза облучения (10 х) для пациента и для оператора без улучшения клинических результатов. Это привело к тому, что некоторые исследователи пришли к выво-

ду о том, что веерный пучок является «ретроградной ступенью развития» [43].

Новый денситометр с принципом веерного пучка был недавно разработан с уникальным сочетанием быстроты проведения исследования, точности и низкой дозы облучения. Денситометр Prodigy использует технологии, принципиально новые в клинической денситометрии: кадмий-цинк-теллуридовый детектор (КЦТ), узкий веерный пучок, мультивизуальную реконструкцию изображения. Эти характеристики позволили значительно улучшить клиническую воспроизводимость у денситометра с узким веерным пучком. В последний год созданы программы для измерения длины оси бедра при исследовании проксимальных отделов бедренной кости, а также программы определения минеральной плотности костной ткани в верхних отделах шейки бедренной кости. Было показано, что длина оси бедра является независимым параметром для оценки риска переломов бедра. Оценка верхних отделов бедренных костей всегда интересовала специалистов, так как именно в верхних отделах развивается более быстрая потеря костной массы, в связи с этим оценка именно этих отделов может иметь важное значение для ранней диагностики остеопороза.

Костная денситометрия в настоящее время широко используется в клинической практике для оценки риска переломов у пациентов, для подтверждения или опровержения диагноза остеопороза и для мониторинга терапии [1, 9]. Однако остается большое количество вопросов о том, как использовать получаемые при ден-ситометрических исследованиях результаты для принятия решения о выборе терапии или профилактике остеопороза, и о том, какое значение имеют денсито-метрические исследования для мониторинга проводимого лечения.

ЛИТЕРАТУРА

1. Дедов И.И., Чернова Т.О., Григорян О.Р., Игнатков В.Я. Костная денситометрия в клинической практике. Остеопороз и остеопатии, 2000. № 3. С. 13-15.

2. Aitken M, Measurement of bone mass and turnover, in Osteoporosis in Clinical Practise. 1984. Bristol: John Wright, pp.19-20.

3. Barden H.S., Mazess R.B. Bone densitometry of appendicular and axial skeleton. Top Geriartric Rehabil. 1989. 4:1-12.

4. Black D.M., Cummings S.R., Genant H.K., Nevitt M.C., Palermo L, Browner W. Axial and appendicular bone density predict fracture in older women. J Bone Mineral res.

1992. 7:633-638.

5. Bywaters E.G.L The measurement of bone opacity. Clin Sci. 1948. 6:281-287.

6. Cann C.E., Genant H.K. Precise measurement of vertebral mineral content using computed tomography. J Comput Assist Tomogr. 1980. 4: 493-500.

7. Cann C.E. Quantitative computed tomography for bone mineral analysis: technical considerations. In: Genant HK, ed. Osteoporosis Update 1987, San Francisco: University of California Printing Services, p.131-144.

8. Chesnut C.H. Noninvasive methods for bone mass measurement. In: Avioli LV, ed. The Osteporotic Syndrome, 3Id ed. 1993. New York: Wiley-Liss, p.77-87.

9. Compston J.E., Cooper C, Kanis J.A. (1995) Bone densitometry in clinical practice. Br Med J. 1995. 310:1507-1510.

10. Cosman F., Herrington В., Himmelstein S., Lindsay R. Radiographic absorptiometry: a simple method for determination of bone mass. Osteoporosis Int. 1991. 2: 34-38.

11. Cummings S.R., Black D.M., Nevitt M.C., et al. Bone density at various sites for prediction of hip fractures. Lancet.

1993. 341:72-75.

QCTEOnOPQ3 H OCTEOnATHH №2/2002

12. Dunn W.L, Wahner H.W., Riggs B.L. Measurement of bone mineral content in human vertebrae and hip by dual photon absorptiometry. Radiology. 1980. 136:485-487.

13. Dunnill M.S., Anderson J.A., Whitehead R. Quantitative histological studies on age changes in bone. J Pathol Bacteriol. 1967. 94: 274-291.

14. Faulkner K.G., Cummings S.R., Black D., Palermo L, Gluer C, Genant H.K. Simple measurement of femoral geometry predicts hip fracture: the study of osteoporotic fractures. J Bone Mineral Res. 1993. 8: 1211-1217.

15. Gallagner G., Goldar D., Mahoney P., McGill J. Measurement of spine density in normal and osteoporotic subjects using computed tomography: relationship of spine density to fracture threshold and fracture index. J Computed Assist Tomogr. 1985. 9:634,635.

16. Gardsell P., Johnell 0., Nilsson B.E. The predictive value of bone loss lor fragility fractures in women: a longutidinal study over 15 years. Calcif Tissue Int. 1991. 49:90-94.

17. Genant H.K., Boyd D. Quantitative bone mineral analysis using dual energy computed tomography. Invest Radiol. 1977. 12:545-551.

18. Genant H.K., Cann C.E., Ettinger B., Gorday G.S. Quantitative computed tomography of vertebral spongiosa: a sensitive method for detecting early bone loss after oophorectomy. Ann Intern Med. 1982. 97: 699-705.

19. Genant H.K., Block J.E., Steiger P., Gluer C Quantitative computered tomography in the assessment of osteoporosis.In: Genant HK, ed. Osteoporosis Update 1987, San Francisco: University of California Printing Services, 1987. pp. 203-212.

20. Genant H.K., Ettinger B., Harris ST., Block J.E., Steiger P. Quantitative computed tomography in assessment of osteoporosis. In: Riggs B.L, Melton L.J., eds Osteoporosis: Etiology, Diagnosis and Management, New York: Raven, 1988, p. 221-249.

21. Holbrok T.L., Barrett-Connor E., Klauber M., Sartorius D. A population-based comparison of quantitative dual-energy X-ray Calcif Tissue Int. 1991. 49: 305-307.

22. Hui S.L., Slemenga C.W., Johnston C.C. Baseline measurement of bone mass predicts fracture in white woman. Ann Intern Med, 1989. Ill: 355-361.

23. Johnston C.C, Epstein S. Clinical, biochemical, radiographic, epidemiologic and economic features of osteoporosis. Orthop Clin North Am. 1981. 12: 559-569.

24. Kalender W.A. Effective dose values in bone mineral measurements by photon-absorptiometry and computed tomography. Osteoporosis Int. 1992. 2: 82-87.

25. Kelly T.L, Slovik D.M, Schoenfeld DA, Neer R.M. Quantitative digital radiography versus dual photon absorptiometry of the lumbar spine. J Clin Endocrinol Metab. 1988. 76: 839— 844.

26. Kimmel P.L. Radiologic methods to evaluate bone mineral content. Ann Intern Med. 1984. 100: 908-911.

27. Kleerekoper V., Nelson DA., Flynn M.J., Pawluszka A.S., Jacobsen G., Peterson E.L. Comparison of radiographic absorptiometry with dual-energy-X-ray absorptiometry and quantitative computed tomography in normal older white and black women. J Bone Miner Res, 1994. 9: 1745-1749.

28. Lai K.C., Goodsitt M.M., Murano R., Chesnut C.C. A comparison of two dual-energy X-ray absorptiometry systems for spinal bone mineral measurement. Calcif Tissue Int. 1992. 50:203-208.

29. Laskey M.A., Crisp A.J., Cole T.J., Compston J.E. Comparison of the effect of different reference data on Lunar DPX and Hologic QDR-1000 dual-energy X-ray absorptiometers. Br J Radiol. 1992. 65: 1211-1129.

30. Laval—Jeantet A.M., Roger B., Boysse S., Bergot C, Mazess R.B. Influence of vertebral fat content on quantitative CT density. Radiology, 1986. 159:463-466.

31. Lees B., Stevenson J.C. An evaluation of dual-energy X-ray absorptiometry and comparison with dual-photon absorptiometry.Osteoporosis Int. 1992. 2:146-152.

32. Louis O., Van Den Winkel P., Covens P., Schoutens A., Osteaux M. Dual-energy absorptiometry of lumbar vertebrae: relative contribution ofbody and posterior elements and accurancy in relation with neutron activation analysis. Bone, 1992. 13:317-320.

33. Mack P.V., O'Brien AT., Smith J.M., Bauman AW. A method for estimating degree of mineralisation of bones from tracings of roentgenograms. Science, 1939. 89: 467.

34. Mack P.B., Brown W.N., Trapp H.D. The quantitative evaluation of bone density. Am J Roentgenol Rad Ther, 1949. 61: 808-825.

35. Madsen M., Peppier W., Mazess R.B. Vertebral and total body bone mineral content by dual photon absorptiometry.Calcif Tissue Res, 1976. 2: 361-364.

36. Mazess R.B., Ort M., Judy P. Absorptiometric bone mineral determination using 153 Gd. In: Cameron J.R. ed. Proceedings of Bone Measurement Conference, U.S.Atomic Energy Commission, 1970, p. 308-312.

37. Mazess R.B., Barden H., Ettinger M., Schulz E. J Bone Miner Res, 1988. 3: 13-18.

38. Melton L.J., Atkinson E.J., O'Fallon W.M., Wahner H.W., Riggs B.L. Long-term fracture prediction by bone mineral assessed at different skeletal sites. J Bone Miner Res. 1993. 8: 1227-1233.

39. Mussolino M.E., Looker A.C., Madans J.H., Edelstein D., Walker R.E., Lydick E., Epstein R.S., Yates A.J. Phalangeal bone density and hip fracture risk. Arch Intern Med, 1997. 157:433-438.

40. Nord R.H. Technical considerations in DPA. In: Genant H.K. ed. Osteoporosis Update 1987, San Francisco: University of California Printing Services, 1987, p. 203-212.

41. Pocock N.A., Sambrook P.N., Nguyen T., Kelly P., Freud J., Eisman J.A. Assessment of spinal and femoral bone density by dual X-ray absorptiometry: comparison of Hologic and Lunar instruments. J Bone Miner Res, 1992. 7:1081-1084.

42. Pouilles J.M., Tremollieres F., Todorovsky N., Ribot C Precision and sensivity of dual-energy X-ray absorptiometry in spinal osteoporosis. J Bone Mineral Res, 1991. 6: 997-1002.

43. Prodigy User Manual. 2001. P. 27.

44. Reed G.M. The assessment ofbone mineralisation from the relative transmission of 241 Am and 137 Cs radiations. Phys Med Biol, 1996. 11:174.

45. Reinbord W., Adler CP., Kalendar WA., Lente R. Accurancy of vertebral mineral determination by dual-energy quantitative computed tomagraphy.Skeletal Radiol, 1991. 20:25-29.

46. Reiser U.J., Genant H.K. Determination ofbone mineral content in the femoral neck by quantative computed tomography. 70" Scientific Assembly and Annual Meeting of the Radiological Society of North America, Washington, DC. 1984.

47. Roos B., Skoldborn H. Dual photon absorptiometry in lumbar vertebrae.Acta Radiol Ther Phys Biol, 1974. 11: 174.

48. Ross P.D., Davis J.M., Vogel J.M., Washnich R.D. A critical review of bone mass and the risk of fractures in osteoporosis.Calcif Tissue Intern, 1990. 46: 14-161.

49. Ruegsegger P., Elsasser U., Anliker M., Gnehn H., Kind H., Prager A. Quantification of bone mineralisation using computed tomography. Radiology, 1976. 121:93-97.

50. Rupich R.C, Griffin M.G., Pacifici R., Avioli L.V., Susman N. Lateral dual-energy radiography: artifact error from rib and pelvic bone. J Bone Mineral Res, 1992. 7:97-101.

51. Sambrook P.N., Bartlett C, Evans R., Hesp R., Katz D., Reeve J. Measurement of lumbar spine bone mineral: a comparison of dual photon absorpptiometry and computed tomography. Br J Radiol, 1985. 58:621-624.

52. Shimmings J., Andersen J.B., Smith DA. et al. The accurancy and reproducibility ofbone mineral measurements "in vivo". Clin radiol. 1972. 23: 42-46.

53. Singh J., Nagrath A.R., Maini P.S. Changes in trabecular pattern of the upper end of the femur as an index of osteoporosis.J Bone Joint Surg Am, 1970. 52-A: 457-467.

54. Vogel J.M. Application principles and technical consideration in SPA. In: Genant H.K., ed. Osteoporosis Update 1987, San Francisco: University of California Printing Services, pp. 219-233.

55. Wilson C.R., Madsen M. Dichromatic absorbtiometry of vertebral bone mineral content. Invest Radiol. 1977. 12:180184.

56. Yates A.J., Ross P.D., Lydick E., Epstein R.S. Radiographic absorptiometry in the diagnosis of osteoporosis. Am J Med, 1995. 98: 41S-47S.