© Copyright by Wydawnictwo Naukowe PWN S.A., Warszawa 2022

Wszystkie prawa zastrzeżone.

Przedruk i reprodukcja w jakiejkolwiek postaci całości bądź części książki bez pisemnej zgody wydawcy są zabronione.

Autorzy i Wydawnictwo dołożyli wszelkich starań, aby wybór i dawkowanie leków w tym opracowaniu były zgodne z aktualnymi wskazaniami i praktyką kliniczną. Mimo to, ze względu na stan wiedzy, zmiany regulacji prawnych i nieprzerwany napływ nowych wyników badań dotyczących podstawowych i niepożądanych działań leków, Czytelnik musi brać pod uwagę informacje zawarte w ulotce dołączonej do każdego opakowania, aby nie przeoczyć ewentualnych zmian we wskazaniach i dawkowaniu. Dotyczy to także specjalnych ostrzeżeń i środków ostrożności. Należy o tym pamiętać, zwłaszcza w przypadku nowych lub rzadko stosowanych substancji.

Wydawca: Anna Plewa

Redaktor prowadzący: Barbara Nowak-Pacholczak

Redaktor merytoryczny: Magdalena Mendys

Producent: Monika Dąbrowska

Projekt okładki i stron tytułowych: Lidia Michalak-Mirońska

Zdjęcie na okładce: Lishchyshyn Oleksii/Dreamstime

Skład wersji elektronicznej na zlecenie Wydawnictwo Naukowe PWN S.A.: Michał Latusek

eBook został przygotowany na podstawie wydania papierowego z 2022r. (Wydanie I)
Warszawa 2022

PZWL Wydawnictwo Lekarskie

ISBN 978-83-01-22559-9

DOI: https://doi.org/10.53271/2022.027

Wydawnictwo Naukowe PWN S.A.

ul. G. Daimlera 2

02-460 Warszawa

pwn.pl

Księgarnia wysyłkowa:

tel. 42 680 44 88; infolinia: 801 33 33 88

e-mail: wysylkowa@pzwl.pl

Informacje w sprawie współpracy reklamowej: BR.PZWL@pwn.pl

AUTORZY

Prof. dr hab. n. med. Monika Bekiesińska-Figatowska

Zakład Diagnostyki Obrazowej, Instytut Matki i Dziecka w Warszawie

Prof. dr hab. n. med. Joanna Bladowska

Katedra Radiologii, Uniwersytet Medyczny im. Piastów Śląskich we Wrocławiu

Dr n. med. Katarzyna Błasińska

Zakład Radiologii i Diagnostyki Obrazowej, Instytut Gruźlicy i Chorób Płuc w Warszawie

Dr n. med. Anna Chodorowska

Dolnośląskie Centrum Onkologii, Pulmonologii i Hematologii we Wrocławiu; Affidea sp. z o.o.

Prof. dr hab. n. med. Andrzej Cieszanowski

Zakład Radiologii I, Narodowy Instytut Onkologii – Państwowy Instytut Badawczy im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie

Dr hab. n. med. Katarzyna Dobruch-Sobczak

Zakład Radiologii II, Pracownia Ultrasonografii, Narodowy Instytut Onkologii – Państwowy Instytut Badawczy im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie

Lek. Michał Frączek

Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Dr n. med. Mariusz Furmanek

Zakład Radiologii Pediatrycznej, Warszawski Uniwersytet Medyczny

Prof. dr hab. n. med. Marek Gołębiowski

I Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Katarzyna Gruszczyńska

Katedra Radiologii i Medycyny Nuklearnej, Śląski Uniwersytet Medyczny w Katowicach

Dr n. med. Luiza Grzycka-Kowalczyk

I Zakład Radiologii Lekarskiej, SPSK4 w Lublinie

Prof. dr hab. n. med. Elżbieta Jurkiewicz

Zakład Diagnostyki Obrazowej, Instytut ,,Pomnik-Centrum Zdrowia Dziecka” w Warszawie

Prof. dr hab. n. med. Katarzyna Karmelita-Katulska

Katedra Radiologii Ogólnej i Neuroradiologii, Uniwersytet Medyczny w Poznaniu

Lek. Krzysztof Korzeniowski

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Mgr inż. Ryszard Kowski

Zakład Diagnostyki Radiologicznej i Obrazowej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Oliwia Kozak

Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Prof. dr hab. n. med. Witold Krupski

II Zakład Radiologii Lekarskiej, SPSK1 w Lublinie

Lek. Agnieszka Kwiatkowska-Miernik

Zakład Diagnostyki Radiologicznej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Krzysztof Lamparski

II Zakład Radiologii i Diagnostyki Obrazowej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr hab. n. med. Elżbieta Łuczyńska. prof. UJ

Zakład Elektroradiologii, Wydział Nauk o Zdrowiu

Collegium Medicum Uniwersytetu Jagiellońskiego

Dr hab. n. med. Grzegorz Małek

Vidimed Grzegorz Małek, Prywatna Praktyka Lekarska

Dr n. med. Jarosław Mądzik

Zakład Diagnostyki Obrazowej, Instytut Matki i Dziecka w Warszawie

Dr hab. n. med. Ilona Michałowska

Zakład Radiologii, Narodowy Instytut Kardiologii Stefana kardynała Wyszyńskiego Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Dr n. med. Bartosz Mruk

Zakład Diagnostyki Radiologicznej i Obrazowej Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Dr n. med. Piotr Palczewski

I Zakład Radiologii Klinicznej,

Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Jakub Pałucki

Zakład Radiologii I Narodowy Instytut Onkologii im. Marii Skłodowskiej-Curie

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Dr hab. n. med. Joanna Pieńkowska

II Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr hab. n. med. Joanna Pilch-Kowalczyk

Zakład Radiodiagnostyki, Radiologii Zabiegowej i Medycyny Nuklearnej, Katedra Radiologii i Medycyny Nuklearnej, Śląski Uniwersytet Medyczny w Katowicach

Lek. Krzysztof Piłat

I Zakład Radiologii Klinicznej,

Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Joanna Podgórska

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego; Zakład Radiologii I, Narodowy Instytut Onkologii im. Marii Skłodowskiej-Curie

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Prof. dr hab. n. med. Tadeusz Popiela

Katedra Radiologii, Collegium Medicum Uniwersytetu Jagiellońskiego

Prof. dr hab. n. med. Bogdan Pruszyński

Emerytowany profesor

Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Grzegorz Rosiak

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Olgierd Rowiński

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Wojciech Rudnicki

Zakład Elektroradiologii, Collegium Medicum Uniwersytetu Jagiellońskiego; Zakład Diagnostyki Obrazowej Piersi, Szpital Uniwersytecki w Krakowie

Prof. dr hab. n. med. Marek Sąsiadek

Zakład Radiologii Ogólnej, Zabiegowej i Neuroradiologii, Katedra Radiologii, Uniwersytet Medyczny im. Piastów Śląskich we Wrocławiu

Prof. dr hab. n. med. Zbigniew Serafin

Katedra Radiologii i Diagnostyki Obrazowej, Uniwersytet Mikołaja Kopernika w Toruniu, Collegium Medicum w Bydgoszczy

Lek. Katarzyna Skrobisz

Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr n. med. Katarzyna Sułkowska

I Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Edyta Szurowska

II Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr hab. n. med. Agnieszka Trojanowska

I Zakład Radiologii Lekarskiej i Medycyny Nuklearnej, Uniwersytet Medyczny w Lublinie 

Lek. Małgorzata Urbańczyk-Zawadzka

Zakład Radiologii, Krakowski Szpital Specjalistyczny im. Jana Pawła II

Prof. dr hab. n. med. Jerzy Walecki

Zakład Diagnostyki Radiologicznej i Obrazowej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Piotr Gustaw Wasilewski

Zakład Radiologii Diagnostycznej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Emilia Wnuk

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego; Zakład Radiologii I, Narodowy Instytut Onkologii im. Marii Skłodowskiej-Curie

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Dr hab. n. o zdr. inż. Tomasz Wolak, prof. IFPS

Naukowe Centrum Obrazowania Biomedycznego, Światowe Centrum Słuchu, Instytut Fizjologii i Patologii Słuchu w Kajetanach

PRZEDMOWA

Z radością oddajemy w Państwa ręce książkę Radiologia. Podręcznik dla studentów przeznaczoną dla studentów uczelni medycznych, szczególnie wydziałów lekarskich i stomatologicznych. Naszym założeniem i celem było przygotowanie podręcznika, który w sposób przejrzysty prezentowałby podstawową wiedzę na temat współczesnej radiologii i diagnostyki obrazowej, w zakresie aktualnym i zgodnym z akademickimi programami nauczania przedmiotu – radiologia.

Autorzy rozdziałów skoncentrowali się na przedstawieniu głównych wskazań do badań obrazowych, opisie najważniejszych schorzeń i typowych dla nich obrazów radiologicznych. Mamy nadzieję, że punktowy układ książki, z licznymi tabelami, wyróżnieniami, jak również podsumowaniami rozdziałów umieszczonymi na końcu każdego z nich ułatwi studentom przyswojenie wiedzy radiologicznej. Znaczną część podręcznika stanowią zdjęcia przedstawiające zarówno obrazy najważniejszych schorzeń, jak i prawidłową anatomię radiologiczną.

Podręcznik może stanowić również kompendium wiedzy radiologicznej dla lekarzy ogólnych i specjalistów – przedstawia bowiem optymalne ścieżki diagnostyczne i podstawowe nieprawidłowości. Znajomość tych zagadnień może poprawić komunikację między klinicystami a radiologami.

Serdecznie dziękujemy wszystkim Autorom podręcznika i zespołowi redakcyjnemu PZWL za zaangażowanie i pomoc w przygotowaniu publikacji.

Książkę dedykujemy naszym Współmałżonkom: Elżbiecie i Dariuszowi.

Andrzej Cieszanowski

Monika Bekiesińska-Figatowska

CZĘŚĆ
OGÓLNA

Rozdział 1
Techniki rentgenowskie i techniki medycyny nuklearnej
Tomasz Wolak

1.1.
Techniki rentgenowskie

■ Technika obrazowania zwana popularnie „rentgenem” lub „RTG” jest jedną z podstawowych technik obrazowania medycznego i w wielu przypadkach techniką tzw. „pierwszego rzutu” (szybka diagnostyka obrazowa urazów, wypadków komunikacyjnych, stanów ostrych).

■ Do uzyskania zdjęć rentgenowskich wykorzystuje się promieniowanie X wytwarzane przez lampę rentgenowską – jest to promieniowanie elektromagnetyczne (nośnikiem są fotony) o długości fali od 10–11 do 10–8 m (ryc. 1.1).

■ Na obrazach RTG widoczny jest efekt pochłaniania promieniowania X przez tkanki, który jest wprost proporcjonalny do gęstości tkanki.

■ Klasyczne zdjęcie RTG jest obrazem dwuwymiarowym i stanowi „cień” badanego obiektu padający na detektor. Lampa rentgenowska nie porusza się w trakcie wykonywania zdjęcia. Brak informacji o głębi i nakładanie się organów na siebie w obrazach RTG stanowi główny problem.

Tomografia komputerowa (TK) jest rozszerzeniem klasycznej techniki rentgenowskiej, w której lampa porusza się dookoła badanego obiektu, tworząc tzw. projekcje badanego obiektu pod różnymi kątami.

■ Na podstawie wielu projekcji rekonstruowany jest dokładny obraz przekroju poprzecznego badanego obiektu składający się z wielu dwuwymiarowych warstw, których złożenie daje obraz trójwymiarowy.

■ W odróżnieniu od klasycznego zdjęcia rentgenowskiego, które jest rzutem badanego obiektu trójwymiarowego na płaszczyznę (3D → 2D), obraz tomograficzny reprezentuje trójwymiarowy obraz tego obiektu (3D → 3D).

1.1.1.
PODSTAWY FIZYCZNE – WYTWARZANIE PROMIENIOWANIA X

■ Promieniowanie charakterystyczne – wysokie napięcie między katodą i anodą w lampie rentgenowskiej (70–150 kV) powoduje powstanie silnego pola elektrycznego, w którym przyspieszane są elektrony, emitowane przez żarnik katody (tzw. termoelektrony). Wiązka termoelektronów o dużej energii uderza w tarczę znajdującą się na anodzie. Tarcza musi być wykonana z pierwiastka o dużej liczbie atomowej Z, np. wolframu (Z = 74) lub stopu wolframu i renu (ren Z = 75) i wysokiej temperaturze topnienia. Termoelektrony mają wystarczającą energię, aby wybić elektrony z wewnętrznych powłok atomowych (ryc. 1.2).

Rycina 1.1.

Zakresy częstotliwości promieniowania elektromagnetycznego (widmo fal elektromagnetycznych). Podane częstotliwości fali elektromagnetycznej można przeliczyć na długość fali λ = V/f , gdzie V to prędkość fali w danym ośrodku, f to częstotliwość (im wyższa częstotliwość tym krótsza fala). Fale elektromagnetyczne, począwszy od ultrafioletu w stronę fal krótszych, mają zdolność jonizacji materii.

W miejsce wybitych elektronów przeskakują elektrony z wyższych powłok atomowych, emitując jednocześnie nadmiar energii w postaci promieniowania X (fotonów).

■ Ponieważ fotony mają ściśle określoną energię zależną od konfiguracji powłok atomowych pierwiastka, z którego wykonano tarczę, to otrzymane widmo energetyczne nie jest ciągłe i jest charakterystyczne dla tego pierwiastka (stąd nazwa „promieniowanie charakterystyczne”). Energię promieniowania charakterystycznego można zmienić jedynie zmieniając materiał, z którego wykonana jest tarcza anody.

Promieniowanie hamowania – termoelektrony mogą być również odchylane i spowalniane przez pole elektryczne jądra (tarczy), a tracona w ten sposób energia jest emitowana w formie promieniowania X – jest to promieniowanie ciągłe. Zakres energetyczny promieniowania hamowania można zmieniać, regulując napięcie między katodą i anodą.

■ Podczas przechodzenia wiązki przez obiekt badany fotony promieniowania X mogą przelecieć przez obiekt, nie oddziałując z materią, mogą ulec absorpcji (pochłanianiu) bądź rozproszeniu (zmieniają kierunek lotu).

Rycina 1.2.

Widmo energetyczne promieniowania rentgenowskiego.

Rycina 1.3.

Efekt fotoelektryczny.

Rycina 1.4.

Efekt Comptona.

■ Miękkie promieniowanie X jest absorbowane głównie przez powierzchniowe tkanki ciała i ma zbyt małą energię, aby przez nie przeniknąć (ryc. 1.3 i 1.4).

1.1.2.
BUDOWA LAMPY RENTGENOWSKIEJ (RYC. 1.5)

■ Lampa rentgenowska jest kluczowym elementem każdego aparatu rentgenowskiego oraz tomografu komputerowego. Zadaniem lampy jest wytworzenie promieniowania X, którego charakterystyka pozwoli na prześwietlenie badanego obiektu (pacjenta). Lampa rentgenowska chłodzona jest najczęściej specjalnym olejem, który musi szybko odebrać i odprowadzić duże ilości ciepła.

■ Coraz to nowsze rozwiązania techniczne mają na celu wypracowanie kompromisu między jakością obrazu (musi być diagnostyczny, co oznacza, że wszystkie oceniane przez radiologa narządy muszą być doskonale widoczne) a dawką promieniowania, jaką zaabsorbuje pacjent podczas badania (powinna być jak najmniejsza).

■ Z wtopionej w anodę płytki wolframowej emitowane jest promieniowanie hamowania i promieniowanie charakterystyczne. Za okienkiem znajduje się cienka folia (np. aluminiowa, cynowa lub złota), której zadaniem jest odfiltrowanie w jak największym stopniu niepożądanej części promieniowania X (fotony z zakresu niższych częstotliwości fal, które pochłaniane są głównie przez skórę pacjenta i nie biorą udziału w tworzeniu obrazu). Wokół szklanej bańki znajduje się metalowa osłona, która zatrzymuje promieniowanie rozproszone lub odbite generowane wewnątrz lampy, dzięki czemu promieniowanie X wylatuje tylko przez okienko, a wiązka promieni X jest odpowiednio filtrowana i ukształtowana przestrzennie.

■ Lampa rentgenowska wraz z układem detektorów to najbardziej kosztowne elementy tomografu komputerowego. Najważniejsze parametry lampy rentgenowskiej to:

• maksymalne natężenie prądu katody (od kilkuset do 1200 mA);

• napięcie między katodą a anodą (od kilkudziesięciu do 150 kV);

• pojemność cieplna anody;

• wielkość ogniska lub ognisk (zazwyczaj < 1 mm²).

Rycina 1.5.

Budowa lamy rentgenowskiej.

Rycina 1.6.

Wpływ wielkości ogniska lampy rentgenowskiej na powstawanie półcieni.

1.1.3.
GEOMETRIA OBRAZOWANIA

■ Promienie X biegną od ogniska lampy w postaci rozbieżnej wiązki. Wynika z tego, że obraz radiologiczny jest większy od przedmiotu badanego.

■ Wielkość ogniska lampy przekłada się na jakość obrazu (ostrość) oraz powstawanie tzw. półcieni na granicach obrazowanych obiektów (ryc. 1.6).

■ Wielkość ogniska lampy jest jednym z najważniejszych parametrów (im mniejsze, tym lepiej).

■ Wszystkie obiekty leżące w tej samej płaszczyźnie równoległej do płaszczyzny detektora obrazu są powiększane w tym samym stopniu (ryc. 1.7).

■ Chcąc uzyskać obraz zbliżony wielkością do badanego obiektu, należy ten obiekt umieścić możliwie blisko detektora, a lampę odpowiednio oddalić.

■ Zaczernienie w danym punkcie obrazu zależy od sumarycznego współczynnika osłabiania (pochłaniania + rozpraszania) promieniowania na drodze między lampą rentgenowską a punktem na detektorze.

■ Ze względu na sposób powstawania obrazu poszczególne plany nakładają się na siebie, a pewne szczegóły badanej struktury są przesłaniane. Z uzyskanego w ten sposób obrazu nie można uzyskać jednoznacznych informacji o wzajemnym położeniu poszczególnych detali.

Rycina 1.7.

Powiększenie obrazu badanego obiektu w zależności od jego położenia względem lampy i detektora.

Rycina 1.8.

Geometria obrazowania w tomografii komputerowej.

■ W TK lampa obraca się dookoła badanego obiektu, wykonując serię prześwietleń pod różnymi kątami. Osłabione przez badany obiekt promieniowanie trafia na matrycę złożoną z detektorów (ryc. 1.8).

■ Komputer dedykowany do rekonstrukcji obrazów (zwany rekonstruktorem) odtwarza na podstawie sinogramu rzeczywisty obraz obiektu (ryc. 1.9).

■ Elementem rejestrującym promieniowanie X jest detektor. Wśród stosowanych rodzajów detektorów należy wymienić:

• błony rentgenowskie;

• płytki obrazujące;

• lampy wzmacniające;

• detektory cyfrowe.

Zaletą coraz bardziej dominujących detektorów cyfrowych jest dużo większa wydajność detekcji pozwalająca zmniejszyć dawkę promieniowania otrzymaną przez pacjenta. Wadą jest nieco gorsza rozdzielczość przestrzenna w porównaniu z błoną RTG. W TK stosuje się wyłącznie detektory cyfrowe.

1.1.4.
BUDOWA APARATU RTG

■ Promieniowanie X wychodzące z lampy kształtowane jest przez filtr (odcięcie niepożądanych fotonów X) oraz kolimator, który ogranicza wielkość wiązki.

■ Po przejściu wiązki promieniowania przez badany obiekt tylko część fotonów dotrze bez przeszkód do detektora. Część fotonów zostanie pochłonięta lub rozproszona, a to, jaka to będzie część, zależy od gęstości tkanki na ich drodze (ryc. 1.10).

■ Im większa gęstość, tym większe pochłanianie. Promieniowanie rozproszone, „zakłócające” pomiar gęstości tkanki, zostaje w znacznej części wychwycone i pochłonięte przez specjalną kratkę kolimatora (tylko promienie równoległe do wiązki wylatującej z lampy mogą przejść przez kratkę).

■ Rodzaj detektora promieniowania X zależy od generacji aparatu. Jeszcze kilka lat temu przeważały aparaty analogowe, w których jako detektor stosowano klisze fotograficzne (z okładką wzmacniającą lub wzmacniaczem obrazu).

■ Obecnie dominują systemy cyfrowe (digital radiography, DR), rzadziej ucyfrowione (computed radiography, CR – tzw. radiografia pośrednia z czytnikiem kaset cyfrowych zamiast kaset z kliszą fotograficzną).

Rycina 1.9a–b.

Sinogram przedstawiający: (a) projekcje zebrane pod różnymi kątami; (b) obraz powstały w wyniku rekonstrukcji sinogramu.

■ W systemach cyfrowych wykorzystuje się matryce obrazowe z krzemu amorficznego pokrytego warstwą materiału scyntylacyjnego (np. jodek cezu).

Rycina 1.10.

Zasada działania aparatu rentgenowskiego.

■ Układy elektroniczne odczytują ładunek elektryczny zgromadzony w elementach pojemnościowych wbudowanych w matrycę, tworząc bezpośrednio obraz cyfrowy.

TABELA 1.1.

Porównanie radiologii analogowej i cyfrowej

Radiografia analogowa

Radiografia cyfrowa

• Wyższa rozdzielczość przestrzenna obrazu

• Znacznie niższa cena aparatu

• Tworzony jest pojedynczy egzemplarz obrazu

• Dostęp do wyników badania ograniczony, a dystrybucja – trudna

• Nietrwały nośnik obrazu – możliwość utraty badania

• Problem z archiwizacją wyników badań (wymaga dużo miejsca, kłopotliwe przeszukiwanie)

• Dość długi czas oczekiwania na wynik badania

• Nieprzyjazna dla środowiska technologia („brudna chemia”)

• Niewielkie możliwości komputerowego wspomagania badań

• Krótki czas badania

• Niższe dawki pochłonięte przez pacjenta podczas badania

• Scentralizowane gromadzenie i udostępnianie danych

• Łatwa archiwizacja i zabezpieczenie danych – powielanie obrazów bez utraty jakości

• Elastyczny sposób wizualizacji badań

• Bogate możliwości przetwarzania obrazów oraz komputerowego wspomagania diagnostyki

• Możliwość korzystania z osiągnięć teleradiologii

• Obniżenie kosztów eksploatacyjnych (ale sprzęt wielokrotnie droższy)

• Skuteczniejsza kontrola jakości

• Obiektywizacja interpretacji, standaryzacja procedur

1.1.5.
BUDOWA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO

■ Główne komponenty tomografu komputerowego to:

• gantry, w którym znajdują się lampa rentgenowska
i detektory promieniowania wraz z układem kolimatorów;

• ruchomy stół;

• rekonstruktor obrazu;

• komputer sterujący (konsola);

• szafa zawierająca elementy elektroniki sterującej wraz z układem zasilania lampy (ryc. 1.11).

■ Detektorem promieniowania w tomografach komputerowych są obecnie matryce półprzewodnikowe (detektory scyntylacyjne), które wychwytują prawie 100% docierającego do nich promieniowania.

■ Kolejne generacje aparatów TK zawierały ulepszenia pozwalające skrócić czas badania oraz zmniejszyć dawkę potrzebną do prześwietlenia pacjenta bez utraty jakości obrazu (ryc. 1.12).

■ Równolegle z rozwiązaniami dotyczącymi lampy rozwijano technologię detekcji promieniowania. Zamiast jednego rzędu detektorów zastosowano wiele rzędów, tworząc całe matryce detektorów pozwalające na uzyskanie nawet kilkuset warstw podczas pojedynczego obrotu lampy.

■ Na rynku istnieją zarówno tomografy wielorzędowe, w których liczba rzędów detektorów przekłada się na liczbę zbieranych warstw, jak i wielowarstwowe, w których lampa rentgenowska posiada dwa ogniska (dwa różne położenia ogniska), co przy bardzo szybkim przełączaniu ognisk umożliwia zebranie dwukrotnie większej liczby warstw, niż wynosi liczba fizycznych rzędów detektorów.

■ Tomografy wielorzędowe znajdują zastosowanie w badaniach dynamicznych, np. w obrazowaniu serca czy mózgu przy jednym obrocie układu lampa–detektor.

Są już dostępne tomografy 640-rzędowe z pokryciem 16 cm w osi Z (biegnącej wzdłuż podłużnej osi ciała pacjenta).

■ Wiązka promieniowania X generowana przez lampę ma w tomografach wielorzędowych kształt szerokiego wachlarza (fan beam CT, FBCT).

Rycina 1.11.

Budowa i zasada działania tomografu komputerowego.

Rycina 1.12.

Zasada działania tomografów trzeciej i czwartej generacji.

■ Powstała również generacja tomografów, w których wiązka ma kształt stożka (cone beam CT, CBCT). Główne zastosowania wiązki stożkowej dotyczą obrazowania dentystycznego ze względu na to, że CBCT ma stosunkowo niski kontrast dla tkanek miękkich w porównaniu z FBCT. Zaletami CBCT są przede wszystkim szybkość badania (podczas pojedynczego obrotu lampy zbierany jest obraz 3D, co odpowiada kilkuset warstwom w FBCT) i kilkadziesiąt razy niższa dawka promieniowania w porównaniu z konwencjonalnymi tomografami (ryc. 1.13).

■ Warto zwrócić uwagę na rozwiązania software’owe, a szczególnie na iteracyjne algorytmy rekonstrukcji obrazu z wykorzystaniem sztucznej inteligencji (artificial intelligency, AI), które pozwoliły znacznie zredukować dawkę promieniowania przy tej samej jakości obrazu.

■ Ponadto wprowadzono szereg algorytmów optymalizacji dawki, biorąc pod uwagę kształt badanej część ciała (modulacja natężenia i napięcia w lampie, aby chronić wrażliwe organy), wiek osoby badanej (protokoły pediatryczne o obniżonej dawce) i masę ciała (automatyczne sterowanie dawką).

■ Ograniczenie dawki stanowi jedną z najistotniejszych kwestii w diagnostyce (nie tylko pediatrycznej), zgodnie z zasadą ALARA (as low as reasonably achievable – tak małe dawki, jak jest to realnie możliwe).

■ W ostatnich latach wprowadzono tomografy dwuenergetyczne (dual energy).

■ W zależności od producenta urządzenia są to tomografy z dwiema lampami rentgenowskimi (dual source CT, DSCT) lub z lampą dwuogniskową z możliwością zmiany energii wiązki, lub z podwójną warstwą detektorów rejestrujących różne energie (ryc. 1.14).

Rycina 1.13.

Porównanie kształtu wiązki wachlarzowej (fan beam) i stożkowej (cone beam).

Rycina 1.14.

Konstrukcje tomografów dwuenergetycznych.

1.1.6.
BEZPIECZEŃSTWO STOSOWANIA

■ Badania rentgenowskie wiążą się z niewielką dawką promieniowania skoncentrowanego w obszarze badania.

■ Promieniowanie X ma własności jonizacyjne (uszkadza wiązania chemiczne cząsteczek).

■ Dawka promieniowania w przypadku badań wykonywanych w krótkim odstępie czasowym (rzędu kilku dni lub miesięcy) sumuje się, należy więc unikać wielokrotnych naświetleń.

Dawka otrzymana w trakcie TK jest zwykle kilka, a nawet kilkadziesiąt razy wyższa niż dawka z badania RTG.

Jak wynika z obserwacji, ryzyko powstania nowotworu w wyniku badania TK szacuje się na mniej niż 1/2000.

■ Badanie jest wykonywane tylko wtedy, gdy istnieje wyraźne wskazanie medyczne i gdy diagnostyka obrazowa tą metodą jest niezbędna do leczenia schorzeń o poważnych konsekwencjach zdrowotnych.

■ W wielu przypadkach można zastąpić badanie TK innymi, mniej obciążającymi technikami, takimi jak USG (ultrasonografia) lub MR (magnetic resonance – rezonans magnetyczny).

■ Problemy, które mogą wyniknąć z narażenia na promieniowanie, obejmują ryzyko powstania nowotworu i problemy z tarczycą.

■ Dzieci są bardziej podatne na działanie promieniowania. Wszystkie badania TK powinny być odnotowane w dokumentacji medycznej dziecka.

■ Pomieszczenia, w których zainstalowane są aparaty RTG lub TK, muszą zawierać elementy ochrony radiologicznej (osłony radiologiczne, okno z warstwą tłumiącą promieniowanie, fartuchy ochronne, dozymetry osobiste dla personelu).

■ Nad bezpieczeństwem badań i personelu czuwa inspektor ochrony radiologicznej.

1.1.7.
WŁASNOŚCI OBRAZU

■ Obrazy analogowe (klisze rentgenowskie) praktycznie wyszły już z użytku, choć ich rozdzielczość przestrzenna była wyższa niż w systemach cyfrowych.

■ Obecnie stosowane matryce obrazów w RTG mają rozmiar do 4096 × 4096, ale ich faktyczny rozmiar zależy od badanej części ciała.

■ Obrazy w tomografii komputerowej mają matryce o rozmiarach do 2048 × 2048, jednak typowo jest to 512 × 512 wokseli.

■ Typowa rozdzielczość przestrzenna obrazów tomograficznych dla obrazów głowy to np. 0,35 × 0,35 × 1 mm³, a dla klatki piersiowej 0,8 × 0,8 × 2 mm³.

■ Czas rotacji lampy w TK to maksymalnie 0,25 s. Najszybsze systemy znajdują zastosowania w kardiologii do badania pacjentów z arytmią.

■ Intensywność (jasność) obrazu badanej części ciała zależy od gęstości tkanki.

■ Wartość intensywności obrazu przedstawia się na skali Houndsfielda (jednostki Houndsfielda, jH.) i zawiera się w przedziale -1000:1000 (w TK: -1024:3071, co daje w sumie 4096 różnych wartości jH.). Skala Houndsfielda została zilustrowana w rozdziale 6 „Podstawy interpretacji badań obrazowych”.

■ Środki kontrastowe oparte na jodzie powodują zwiększenie gęstości w obszarach, do których dotarł kontrast, co przekłada się na wzrost intensywności (jasności) na obrazie.

■ Dane spektralne (tomografy dwuenergetyczne) umożliwiają rozróżnienie nie tylko tkanki tłuszczowej, tkanki miękkiej i kości (jak w jednoenergetycznych obrazach), lecz także zwapnień i zapewniają lepszy kontrast między tkankami zawierającymi środek cieniujący (jod) na podstawie ich unikatowych profili tłumienia zależnych od energii. Ponadto można uzyskać parametry czynnościowe, takie jak stężenie jodu w wątrobie, płucach, mięśniu sercowym lub nowotworach. Zastosowanie dwóch energii wiązki umożliwia również automatyczne usuwanie kości w angiografii zarówno z głowy, jak i ciała.

a

b

Rycina 1.15a–b.

Wizualizacja rekonstrukcji tkankowej na podstawie obrazów z tomografii komputerowej.

■ Cyfrowe obrazy RTG i TK oferują bogate możliwości wizualizacji, analizy komputerowej i przetwarzania obrazu. Coraz częściej przetwarzanie obrazu wykonywane jest ze wsparciem AI, powstają też systemy eksperckie wspomagające pracę lekarza radiologa.

■ Obrazy TK znakomicie nadają się do różnego rodzaju wielopłaszczyznowych rekonstrukcji przestrzennych i segmentacji tkankowej (ze względu na liniową charakterystykę zależności od gęstości tkanki). Można wytworzyć obraz z wizualizacją tylko tkanek twardych lub tylko tkanek miękkich, a także tworzyć fuzje i modele 3D (ryc. 1.15).

■ Dzięki stosowanym od kilku lat systemom teleradiologicznym rozwinęły się możliwości zdalnych opisów badań i telekonsultacji.

■ Badania TK znajdują zastosowanie w systemach nawigacyjnych podczas operacji neurochirurgicznych, otochirurgicznych, laryngologicznych, zabiegów interwencyjnych itp.

Najważniejsze informacje

• Promieniowanie rentgenowskie (X) jest promieniowaniem elektromagnetycznym (nośnikiem są fotony) o długości fali w zakresie 10–11 do 10–8 m. W tym zakresie fale elektromagnetyczne mają własności jonizujące, co oznacza, że mogą uszkadzać wiązania chemiczne oraz jonizować materię.

• Dawka efektywna (skuteczna) otrzymana podczas badania RTG lub tomografii komputerowej mierzona jest w siwertach (Sv), choć w praktyce są to wartości rzędu mSv lub nawet µSv. Uznaje się, że jednorazowa dawka jest mała, jeśli nie przekracza 100 mSv (szacuje się, że dawka 1 Sv zwiększa ryzyko powstania nowotworu o 5%).

• Na obrazach RTG i TK widoczny jest obraz pochłaniania promieniowania X przez tkanki, który jest wprost proporcjonalny do gęstości tkanki.

• Za powstawanie i jakość obrazu RTG odpowiadają przede wszystkim zjawisko fotoelektryczne (dominuje dla niższych energii promieniowania X) i efekt Comptona.

• Klasyczne zdjęcie RTG jest obrazem dwuwymiarowym i stanowi „cień” badanego obiektu padający na detektor. Brak informacji o głębi i nakładanie się organów na siebie stanowią główny problem (tej wady nie ma obraz TK).

• Rozdzielczość przestrzenna obrazów RTG wynosi 20–100 µm, a obrazów tomograficznych – do 240 µm.

• Czas badania całego ciała w TK wynosi od kilku sekund do kilku minut.

• Badania RTG i TK są badaniami pierwszego rzutu, co oznacza, że w przypadku urazów ciała są wykonywane w pierwszej kolejności.

1.2.
Techniki medycyny nuklearnej

1.2.1.
POZYTONOWA TOMOGRAFIA EMISYJNA (POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, PET)

■ PET znajduje zastosowanie głównie w onkologii i neuroobrazowaniu.

■ Badanie PET polega na podawaniu fizjologicznych molekuł, zwanych inaczej radiofarmaceutykami (glukoza, aminokwasy ibody td.), znaczonych atomami radioaktywnymi (radioizotopy) o bardzo krótkim półokresie rozpadu. Podane dożylnie lub w inhalacji są szybciej wychwytywane przez komórki nowotworowe (cechujące się zwiększonym metabolizmem), co pozwala precyzyjnie zidentyfikować ogniska guza. Badanie nierzadko umożliwia wykrycie zmian na etapie, gdy nie są jeszcze widoczne w TK czy MR.

■ Obrazy PET zawierają informację czynnościową, dlatego najczęściej łączone są z obrazami strukturalnymi TK lub MR. Dostępne są hybrydy PET-TK lub PET-MR, co umożliwia wykonanie obrazów strukturalnych i czynnościowych podczas jednego badania.

■ W odróżnieniu od TK promieniowanie nie jest transmitowane przez badany obiekt, a z niego emitowane. Jest to zatem technika emisyjna.

■ Wzrost metabolizmu (wskaźnikiem może być np. izotop glukozy w ¹⁸F-FDG) lub przepływu krwi (np. izotop tlenu w ¹⁵O-H₂O) świadczy o aktywności danego regionu mózgu podczas wykonywania zadania.

■ Wady PET to m.in.:

• ekspozycja osoby badanej na promieniowanie jonizujące;

• bardzo wysokie koszty;

• rozdzielczość przestrzenna na poziomie kilku milimetrów;

• rozdzielczość czasowa dochodząca do nawet kilku minut.

PODSTAWY FIZYCZNE

■ Zasadniczą różnicą między promieniowaniem gamma a promieniowaniem X jest sposób powstawania. Promieniowanie gamma jest promieniowaniem elektromagnetycznym powstałym w przemianach jądrowych, natomiast promieniowanie X jest promieniowaniem elektromagnetycznym, emitowanym przez cząstkę poruszającą się ruchem przyspieszonym.

Zjawiskiem wykorzystywanym w tomografii PET jest tzw. rozpad beta plus.

■ W niektórych izotopach, takich jak ¹¹C, ¹³N, ¹⁵O, ¹⁸F i ²²Na, jeden z protonów znajdujących się w jądrze atomu ulega przemianie w neutron oraz poprzez pośredni bozon W⁺ – w pozyton i neutrino elektronowe.

■ Pozyton jest antycząstką dla elektronu (masa pozytonu jest równa masie elektronu), ma ładunek dodatni. Neutrino elektronowe nie posiada ładunku i ma bliską zera (ale nie zerową) masę spoczynkową.

■ Pozyton będący antyelektronem po spotkaniu z elektronem najczęściej (z prawdopodobieństwem 99,8%) anihiluje, tworząc dwa kwanty gamma (fotony gamma), które emitowane są w przeciwnych kierunkach i posiadają energię 511 keV każdy (ryc. 1.16). Droga, jaką przebędzie pozyton przed anihilacją, zależy od jego energii. Zazwyczaj jest to kilka milimetrów. Neutrino elektronowe, które słabo reaguje z materią, przechodzi przez ciało pacjenta bez oddziaływania.

■ W przyrodzie istnieje ok. 200 izotopów, których rozpad powoduje powstanie pozytonów. Jednak tylko niektóre z nich są używane w tomografii PET. Decydują o tym czas połowicznego rozpadu i energia emitowanego pozytonu. Czasy połowicznego rozpadu poszczególnych izotopów są bardzo krótkie, co powoduje zazwyczaj konieczność produkcji izotopu bezpośrednio w miejscu badania (wysoki koszt wytworzenia radioizotopów) (tab. 1.2).

TABELA 1.2.

Izotopy wybranych pierwiastków, w których zachodzi rozpad beta plus

Izotop

Czas połowicznego rozpadu [min]

Maksymalna energia pozytonu [MeV]

Maksymalny zasięg pozytonu w tkance [mm]

Metoda wytwarzania izotopu

¹¹C

20,3

0,96

4,1

Cyklotron

¹³N

9,97

1,19

5,3

Cyklotron

¹⁵O

2,03

1,70

8,2

Cyklotron

¹⁸F

109,8

0,64

2,3

Cyklotron

⁶⁸Ga

67,8

1,89

9,1

Generator

⁸²Rb

1,26

3,15

15,6

Generator

■ Zaletą metody PET jest to, że najczęściej stosowane są w niej radioizotopy należące do pierwiastków ważnych w procesach metabolicznych organizmu, takich jak węgiel ¹¹C, azot ¹³N, tlen ¹⁵O czy fluor ¹⁸F (nazywane znacznikami organicznymi ze względu na rolę biologiczną pierwiastków) – wytwarzane są najczęściej w cyklotronach lekkich jonów (protony, deuterony).

Rycina 1.16.

Rozpad beta plus. Proton w niestabilnym jądrze atomowym rozpada się na neutron, neutrino elektronowe i pozyton. Pozyton po zetknięciu z elektronem anihiluje, wytwarzając dwa kwanty gamma o energii 511 keV.

■ Często wykorzystywanymi radiofarmaceutykami są deoksy-¹⁸F-glukoza (¹⁸F-FDG) i ¹¹C tyrozyna lub metionina. Szczególnie ten pierwszy radioznacznik jest wychwytywany przez komórki nowotworowe (wzmożony metabolizm glukozy), co umożliwia przeprowadzenie skanu całego ciała i określenie położenia oraz rozległości nowotworów pierwotnych i ewentualnych przerzutów. ¹⁸F-FDG znajduje zastosowanie w badaniach mięśnia sercowego (ma bardzo wysoką czułość i swoistość do oceny stopnia zaawansowania choroby niedokrwiennej serca).

Przestrzenna zdolność rozdzielcza techniki PET nie jest najwyższa: rzędu 3–5 mm.

■ Ze względu na znaczne rozmycie obrazu oraz nierównomierne gromadzenie radioznaczników w organizmie najczęściej wykonuje się fuzję obrazu strukturalnego TK lub MR z obrazem PET w celu dokładnej lokalizacji rozkładu radioznacznika (obraz strukturalny umożliwia przede wszystkim przeprowadzenie korekcji zjawiska pochłaniania promieniowania emitowanego przez radioizotop znakujący radiofarmaceutyk).

BUDOWA URZĄDZENIA

■ W tomografie PET rejestrowane są zdarzenia polegające na jednoczesnym wykryciu przez dwa detektory kwantów promieniowania gamma o energii 511 keV (rejestracja koincydencyjna).

■ Detektory zbudowane są z kryształów scyntylacyjnych Lu₂SiO₂ – LSO (lutet z domieszką ceru oksyortokrzemianu) lub BGO (bismuth germanate), w których promieniowanie gamma wywołuje rozbłyski światła (ryc. 1.17 i 1.18).

■ Kryształ scyntylacyjny jest połączony bezpośrednio z fotodetektorem lub fotopowielaczem, lub fotodiodą lawinową, których zadaniem jest konwersja sygnału świetlnego na elektryczny oraz jego wzmocnienie.

Rycina 1.17.

Zasada działania i budowa tomografu PET.

a

b

Rycina 1.18a–b.

Przykłady badań PET: (a) badanie mózgu z użyciem znacznika ¹⁵O-H₂O; (b) badanie tułowia z użyciem znacznika ¹⁸F-FDG.

■ Matryce detektorów rozłożone są na pierścieniu wokół pacjenta. W zależności od konstrukcji urządzenia jest ich od kilkudziesięciu do kilkuset tysięcy. Obejmują obszar (w kierunku osi otworu) od kilku centymetrów do ok. 1 m.

■ Jeśli fotony gamma dotrą niemal jednocześnie (różnica w czasie < 12 ns) do dwóch detektorów, to z dużym prawdopodobieństwem można stwierdzić, że jest to efekt anihilacji pozytonu i elektronu.

■ Aby dokładnie określić lokalizację radioznacznika, technikę PET łączy się z techniką TK lub MR (powstały skanery hybrydowe łączące dwa systemy w jednej obudowie, umożliwiające jednoczesne badania).

■ Zintegrowany system do przeprowadzania badań PET składa się z cyklotronu lub generatora, modułu syntezy radiofarmaceutyków i pomieszczenia szpitalnego, w którym wykonuje się badanie PET po wcześniejszym podaniu radiofarmaceutyku pacjentowi.

BEZPIECZEŃSTWO STOSOWANIA

■ Przed badaniem pacjent przyjmuje w formie zastrzyku odpowiedni radioznacznik PET. Następnie przez 60–75 min przebywa w pozycji leżącej (należy leżeć spokojnie bez ruchu i starać się zrelaksować). Samo badanie (w pozycji leżącej) trwa ok. 20 min. Przeciwwskazaniem do badania są ciąża i okres laktacji (przy karmieniu piersią).

■ Radioizotopy stosowane w badaniach PET pozwalają znacznie ograniczyć dawkę szkodliwego promieniowania (krótki czas połowicznego rozpadu), dzięki czemu większość promieniowania powstaje w trakcie badania, a po jego wykonaniu dość szybko zanika. Zazwyczaj w badaniach całego ciała podaje się dożylnie radiofarmaceutyk o aktywności 370 MBq (FDG) – odpowiada to dawce ok. 10 mSv na całe ciało.

■ Pochłonięta dawka promieniowania nie jest równomiernie rozłożona (większe ilości radiofarmaceutyku kumulują się w docelowych obszarach). Dodatkowo w zależności od tego, jakim aparatem wykonano badanie (najczęściej PET-CT), dawka z badania PET sumuje się z dawką z badania TK. Najkorzystniejsze jest wykonanie badania aparatem PET-MR, ponieważ w przypadku MR pacjent nie otrzymuje dodatkowej dawki promieniowania X.

ZASTOSOWANIA

■ Diagnostyka onkologiczna (najwyższa skuteczność w wykrywaniu nowotworów spośród technik obrazowych, wynosząca ponad 90%). Obrazy PET pozwalają na wykrywanie i lokalizację zmian nowotworowych na wczesnych etapach rozwoju choroby oraz wykrycie wznowy nowotworu. Pozwalają również różnicować guzy złośliwe oraz niegroźne zmiany w badanej tkance (zwiększony wychwyt ¹⁸F-FDG w nowotworach złośliwych).

■ Badania mózgu płuc, piersi, szyi, okrężnicy, serca i stanów zapalnych niejasnego pochodzenia.

■ Ocena stopnia złośliwości guzów mózgu, badania chorób otępiennych, niedokrwiennych i ocena ogniska padaczkorodnego.

■ Diagnostyka raka jelita grubego i odbytu, raka trzustki oraz przełyku. Pozwala na ocenę zmian przerzutowych do węzłów chłonnych i wątroby oraz przerzutów odległych.

■ Kontrola efektów terapeutycznych w trakcie leczenia.

■ Badanie chorób neurologicznych związanych z zaburzeniami ruchu (m.in. choroba Parkinsona, choroba Huntingtona, choroba Wilsona).

■ Badania naukowe z wykorzystaniem znacznika ¹⁵O-H₂O lub ¹⁸F-FDG do badania funkcji mózgu (wykorzystując ścisłe powiązania między aktywnością neuronalną, zużyciem energii i miejscowym przepływem krwi podczas wykonywania zadań umysłowych).

■ Badania metabolizmu wielu leków.

Najważniejsze informacje

• Tomografia PET jest emisyjną techniką obrazowania, wykorzystującą radioizotopy (wstrzykiwane tuż przed badaniem) do oceny procesów metabolicznych zachodzących w organizmie.

• Zjawiskiem wykorzystywanym w tomografii PET jest tzw. rozpad beta plus, w wyniku którego powstaje pozyton (antyelektron). Na skutek zetknięcia elektronu z pozytonem dochodzi do anihilacji i powstania dwóch fotonów gamma o energii 511 keV, wylatujących równocześnie z miejsca zderzenia pod kątem 180⁰. Detektory promieniowania gamma rozmieszczone wokół pacjenta wychwytują pary fotonów gamma, co umożliwia zobrazowanie rozkładu radioizotopu w ciele pacjenta.

• Podstawową zaletą tej metody obrazowania jest możliwość wbudowania różnych radioizotopów w wiele związków organicznych, biorących bezpośredni udział w procesach metabolicznych organizmu.

• Tomografia PET jest najskuteczniejszą techniką nieinwazyjnego wykrywania nowotworów na wczesnych etapach (wykorzystuje się zależność metabolizmu glukozy od złośliwości nowotworu). Szerokie spektrum zastosowań (w onkologii, kardiologii i neurologii) stale się poszerza wraz z opracowywaniem metod syntezy nowych związków organicznych z wbudowanym znacznikiem radioizotopowym.

• Wady metody PET to m.in. ekspozycja osoby badanej na promieniowanie jonizujące, wysoki koszt badania, rozdzielczość przestrzenna na poziomie kilku milimetrów oraz rozdzielczość czasowa dochodząca do kilku minut.

• Tomografy PET coraz zazwyczaj łączone są w jednym urządzeniu z TK (PET-TK) lub MR (PET-MR).

Rozdział 2
Techniki obrazowania – ultrasonografia (USG)
Tomasz Wolak

■ Ultrasonografia jest metodą obrazowania narządów wewnętrznych za pomocą fal akustycznych – ultradźwiękowych.

■ Badanie przeprowadza się przy użyciu specjalnej aparatury (aparat USG), która wysyła do wnętrza organizmu fale ultradźwiękowe. Wykorzystanie zjawiska odbicia fali ultradźwiękowej na granicy ośrodków o różnych
gęstościach pozwala na ocenę wielkości, kształtu i struktury narządów wewnętrznych, a w szczególności na różnicowanie zmian o charakterze litym i zmian o charakterze płynowym.

■ W odróżnieniu od innych technik obrazowania, gdzie lekarz nadzoruje badanie, a przeprowadza je technik elektroradiologii, w przypadku USG lekarz sam przeprowadza badanie.

TABELA 2.1.

Zalety i wady badania USG

Zalety

Wady

• Brak promieniowania jonizującego, zatem nie wpływa na karcynogenezę

• Większa dostępność aparatury i możliwości wykonania badania w porównaniu z MR lub TK

• Badanie tańsze niż MR lub TK

• Znacznie mniej przeciwwskazań do wykonania badania w porównaniu z innymi technikami obrazowania

• Obraz może być generowany w czasie rzeczywistym w trybie ciągłym

• Możliwość manipulacji głowicą USG podczas badania, dzięki czemu lekarz może obejrzeć obraz narządu z różnych stron

• Wynik jest zależny od doświadczenia badacza, a jakość badań – niejednorodna

• Powietrze wewnątrz ciała stanowi barierę dla fali ultradźwiękowej

• Ograniczone możliwości oceny struktur otoczonych kością

• Wysokie natężenia ultradźwięków – ryzyko przegrzania termicznego lub mechanicznego uszkodzenia tkanki na poziomie mikroskopowym (wyższe ryzyko przy obrazowaniu płodu)

• Możliwe artefakty w obrazach, które mogą pogorszyć jakość obrazu lub prowadzić do błędnej interpretacji

• Badanie pacjentów otyłych stanowi duży problem

MR (magnetic resonance) – rezonans magnetyczny; TK – tomografia komputerowa.

2.1.
Podstawy fizyczne

■ Fala akustyczna jest to zaburzenie gęstości i ciśnienia rozchodzące się w ośrodku takim jak powietrze, woda lub metal, któremu towarzyszą mechaniczne drgania cząstek tego ośrodka. Zaburzenie to ma charakter lokalnych oscylacji cząsteczek materii wokół położenia równowagi (ryc. 2.1).

Rycina 2.1.

Generowanie mechanicznej fali akustycznej z wykorzystaniem materiałów piezoelektrycznych.

■ Energia powodująca te oscylacje przekazywana jest na sąsiednie cząsteczki materii i w ten sposób fala akustyczna rozchodzi się w ośrodku. Nie ma zatem przemieszczających się wraz z falą cząsteczek (tylko drgają, ale pozostają na miejscu). Rozchodzi się jedynie „zaburzenie” gęstości ośrodka.

■ Wraz z odległością od źródła natężenie fali maleje, energia jest bowiem „zużywana” na wzbudzenie drgań kolejnych cząsteczek. Natężenie fali wyraża się w W/m², a jego wartość decyduje o zasięgu fali (do obrazowania struktur głębokich potrzebne są zatem wyższe natężenia).

Ultradźwięki to fala akustyczna (dźwiękowa) o częstotliwości wyższej niż zakres fal akustycznych słyszanych przez człowieka, tj. powyżej 20 kHz.

■ Ich źródłem jest przetwornik piezoelektryczny. Fala ultradźwiękowa w zetknięciu z kryształem (materiałem piezoelektrycznym) powoduje sprężyste drgania sieci krystalicznej indukując ładunki elektryczne, które wywołują powstanie wewnętrznego pola elektrycznego (efekt piezoelektryczny).

■ Efekt odwrotny polega na powstaniu drgań kryształu pod wpływem pola elektrycznego. Drgania piezoelektryka przenoszą się na drgania mechaniczne wokół, generując falę akustyczną lub ultradźwiękową. Zjawisko powstaje tylko w niektórych ciałach stałych, mających właściwą symetrię budowy krystalicznej (ryc. 2.2).

Rycina 2.2.

Zasada działania materiałów piezoelektrycznych.

Fale akustyczne rozprzestrzeniają się wyłącznie w ośrodkach sprężystych:

• w wodzie i tkankach miękkich przeważają fale podłużne (drgania cząsteczek zgodne z kierunkiem propagacji fali);

• w tkankach twardych (np. w kości) pojawiają się fale poprzeczne (drgania cząsteczek prostopadłe do kierunku propagacji fali).

■ Propagacja ultradźwięków w tkankach podlega prawom optyki falowej. Zjawiska odbicia, załamania, dyfrakcji, rozpraszanie i pochłanianie zależą od częstotliwości fali i rodzaju tkanki.

■ Podstawowe parametry fali akustycznej to:

• częstotliwość;

• prędkość;

• długość;

• amplituda;

• natężenie.

■ Częstotliwość fali ultradźwiękowej jest uzależniona od użytego przetwornika (źródła fali), który pracuje w modzie rezonansowym.

TABELA 2.2.

Częstotliwości stosowane w USG (zakres od 50 kHz do 100 MHz)

Częstotliwość

Rodzaj badania

50–600 kHz

Badania kości (diagnostyka osteoporozy)

200 kHz – 5 MHz

Badania przepływów

2–10 MHz

Obrazowanie tkanek wewnętrznych (struktury głębokie brzucha, obrazowanie położnicze i ginekologiczne, obrazowanie naczyń, piersi, miednicy, tarczycy, serca, mózgu)

15 MHz

Struktury powierzchniowe

20–100 MHz

Obrazowanie skóry (operacje plastyczne)

■ Prędkość fali akustycznej zależy od właściwości ośrodka. W ciałach sztywnych, o większej gęstości, prędkość fali jest większa.

TABELA 2.3.

Prędkość i impedancja fali akustycznej w zależności od ośrodka

Ośrodek

Prędkość

[m/s]

Impedancja akustyczna [kg/m²/s × 10–6]

Powietrze

330

0,004

Woda

1480

1,48

Tkanki miękkie – średnio

1540

1,63

Tkanka tłuszczowa

1450

1,38

Wątroba

1550

1,64

Mięśnie wzdłużnie

1592

1,70

Mięśnie poprzecznie

1610

1,74

Mózg

1550

1,55

Śledziona

1578

1,64

Krew

1057

1,62

Kość

4080

7,8

Płuca

650

0,26

Soczewka oka

1620

1,85

■ Na granicach ośrodków o różnych impedancjach akustycznych następuje częściowe odbicie fali ultradźwiękowej (odbicie jest proporcjonalne do różnicy impedancji).

■ Fale odbite od kolejnych granic struktur tkankowych wracają do przetwornika piezoelektrycznego, który po wygenerowaniu impulsu ultradźwiękowego przyjmuje rolę detektora. Zarejestrowane echo fali ultradźwiękowej z powrotem przekształcane jest w impulsy elektryczne przez kryształy przetwornika, a następnie dalej przetwarzane w celu utworzenia obrazu struktur wewnętrznych badanego obszaru ciała.

■ Szczególna sytuacja występuje na granicy powietrze–tkanka, gdzie odbicie jest prawie całkowite, oraz na granicy tkanka miękka–kość, gdzie odbicie wynosi ok. 50%.
Przy obrazowaniu USG struktur anatomicznych warstwa powietrza jest więc przeszkodą praktycznie nie do pokonania. Z kolei 50-procentowe odbicie od kości powoduje, że niezwykle trudno obrazować struktury znajdujące się na drodze wiązki ultradźwiękowej, bezpośrednio pod kością. Powstają tzw. cienie ultrasonograficzne (akustyczne), które uniemożliwiają obrazowanie struktur znajdujących się w ich obrębie. Możliwym rozwiązaniem jest manipulowanie położeniem głowicy.

2.2.
Budowa urządzenia

■ Aparat USG składa się z jednostki zasilającej na wózku wraz z komputerem obrazowym i systemami do wideorejestracji obrazów, drukarki, panelu sterującego z klawiaturą i trackballem, głowic ultrasonograficznych i ekranu (ryc. 2.3).

■ Podstawowymi elementami głowicy ultrasonograficznej są przetworniki, które pełnią funkcję zarówno nadajnika, jak i odbiornika sygnałów akustycznych. Przetworniki wytwarza się z materiałów piezoelektrycznych, które przetwarzają energię elektryczną w mechaniczną odwrotnie.

■ Są one wbudowane w głowice (o różnym kształcie i przeznaczeniu), podłączone przewodem do gniazda w aparacie USG (ryc. 2.4). Zazwyczaj głowice mają więcej niż jedną częstotliwość roboczą oraz mogą mieć konstrukcję dedykowaną do obrazowania 2D, 3D lub nawet 4D (obrazowanie trójwymiarowe w czasie rzeczywistym).

■ Ze względu na kształt głowicy wyróżnia się głowice liniowe i konweksowe (oba rodzaje zawierają wiele kryształów piezoelektrycznych) oraz sektorowe (składają się z mniejszej liczby kryształów i generują wiązkę o kształcie promienistym) (ryc. 2.5).

Rycina 2.3.

Aparat USG.

Wyższe częstotliwości ultradźwięków mają krótsze długości fal i są łatwiej absorbowane/tłumione – nie są zatem tak przenikliwe i są używane do powierzchniowych struktur ciała, a niskie częstotliwości – do struktur głębokich.

■ Poza klasycznymi konstrukcjami aparatów USG spotyka się urządzenia przenośne wielkości laptopa oraz aparaty z głowicą endoskopową do wykonywania badań poprzez przewód układu pokarmowego.

Rycina 2.4a–e.

Rodzaje głowic ultrasonograficznych: (a) konweksowa, (b) konweksowa niskoczęstotliwościowa, (c) mikrokonweksowa, (d) endorektalna, (e) liniowa.

Rycina 2.5a–c.

Podział głowic USG w zależności od kształtu generowanej fali ultradźwiękowej: (a) wachlarzowa, (b) liniowa, (c) wachlarzowa o szerokim kącie pola obrazowania.

2.3.
Bezpieczeństwo stosowania

■ Prawidłowo wykonane badanie USG uznaje się za jedno z najbezpieczniejszych. Brak promieniowania jonizującego. Nie zaleca się wykonywania badań w miejscach otwartych ran, oparzeń, urazów kości.

■ Fale ultradźwiękowe to fale mechaniczne, powodujące drgania atomów, a co za tym idzie – wzrost energii termicznej. Natężenie wiązki ultradźwiękowej podczas badania jest niewielkie i zazwyczaj nie podgrzewa ciała więcej niż o 1–2°C. Do kontroli nagrzewania tkanki podczas badania na ekranie wyświetlany jest wskaźnik termiczny (thermal index, TI). Wskazane jest utrzymanie tego wskaźnika poniżej wartości 1, szczególnie w badaniach dopplerowskich, wykorzystujących krótkie impulsy fal ultradźwiękowych wywołujące silniejsze nagrzewanie tkanki.

■ Ultradźwięki używane są również w procedurze termoablacji (skupienie fal w ognisku o niewielkich wymiarach w celu termicznego uszkodzenia komórek). Jest ona jednak niezwiązana z badaniami USG i wykonywana za pomocą specjalnie przeznaczonego do tego sprzętu.

■ Podczas badania stosuje się specjalny żel, który eliminuje powietrze między skórą a głowicą USG, zapewniając lepszą penetrację fali w głąb ciała.

Przygotowanie do badania USG jamy brzusznej i miednicy:

• Na dzień przed badaniem pacjent powinien stosować dietę lekkostrawną (z wyłączeniem ciemnego pieczywa, warzyw, owoców).

• Na 5–6 godzin przed badaniem nie należy przyjmować pokarmów i pić płynów gazowanych.

• Przed USG dróg moczowych – na godzinę przed badaniem wypić ok. 1 litra płynów.

Badania USG pozostałych narządów nie wymagają przygotowania.

2.4.
Własności obrazu

■ Obraz USG ustępuje jakością i kontrastem obrazom MR (magnetic resonance – rezonans magnetyczny) i TK (tomografia komputerowa), co wynika z techniki tworzenia obrazu.

TABELA 2.4.

Tryby obrazowania USG

A-Mode

Prezentacja amplitudowa. Najprostszy i najrzadziej używany tryb obrazowania (głównie w okulistyce). Głowica wysyła krótkie impulsy ultradźwiękowe, a następnie rejestruje czas, który upłynął między chwilą wysłania impulsu a kolejnymi echami powracającymi po odbiciu od coraz to głębszych struktur badanego obiektu. Na ekranie prezentowany jest wykres przedstawiający amplitudę impulsów powracających (na osi Y) w kolejnych chwilach czasowych (oś X).

B-Mode

Prezentacja intensywności. Najczęściej używany tryb pracy. Dzięki temu, że głowica składa się z wielu kryształów piezoelektrycznych, możliwe jest generowanie szerokiej, płaskiej wiązki fali ultradźwięków i odbieranie powstałych ech w płaszczyźnie 2D. Obraz ukazuje dwuwymiarową rekonstrukcję wnętrza badanego obiektu – intensywność (w skali szarości) jest tu proporcjonalna do odbicia sygnału (amplitudy echa) z danej głębokości.

M-Mode

Prezentacja śledzenia ruchu. Tryb obrazowania jest dwuwymiarowym rozwinięciem prezentacji amplitudowej. Operator zaznacza najpierw odcinek na obrazie 2D B-Mode, np. na przekroju aorty, a następnie widzi przepływający przez ekran obraz przedstawiający przemieszczanie się obiektów usytuowanych wzdłuż zaznaczonego odcinka.

Doppler

Tryb obrazowania używany do oszacowania prędkości i kierunku przepływu krwi. Wykorzystuje efekt znany z fizyki fal, polegający na zmianie długości fali odbitej od poruszającego się obiektu. Jeśli poruszający się obiekt (w tym wypadku krwinki czerwone) zmierza w kierunku głowicy USG, to długość fali ultradźwiękowej ulega skróceniu (wzrasta częstotliwość powracającej fali w stosunku do fali wyemitowanej). Jeśli obiekt oddala się od źródła, to długość fali rośnie. Gdy ruch krwi odbywa się kierunku prostopadłym do głowicy, to żadne przesunięcie Dopplera nie zostanie odnotowane.

Color Doppler

Tryb, w którym kolor służy do prezentacji kierunku przepływu krwi. Obok obrazu prezentowana jest kolorowa skala (odcienie czerwieni kodują krew płynącą w kierunku do głowicy, odcienie niebieskiego – od głowicy). Poszczególne odcienie mają przypisaną konkretną prędkość przepływu.

Power Doppler

Tryb, w którym kolorem kodowana jest moc sygnału dopplerowskiego. Pozwala zmierzyć ilość krwi przepływającej w obrazowanym obszarze. W porównaniu z trybem kolorowego Dopplera jest to metoda bardziej czuła, umożliwiająca wykrywanie wolniejszych przepływów. Co więcej, metoda ta jest mniej wrażliwa na kąt sonacji (kąt ustawienia głowicy).

■ Rozdzielczość obrazu USG jest inna w kierunku rozchodzenia się fali (rozdzielczość osiowa) i różni się od rozdzielczości prostopadłej do kierunku fali (rozdzielczość poprzeczna). Możliwe jest uzyskanie rozdzielczości osiowej poniżej 1 mm. Rozdzielczość poprzeczna jest zwykle gorsza (2–5 mm) i zmienia się wraz z długością użytej fali ultradźwiękowej.

Wyższa częstotliwość ultradźwięków to wyższa rozdzielczość przestrzenna, ale mniejsza głębokość penetracji fali.

■ Poza widocznymi na obrazie odbiciami fali na granicach różnych tkanek, wewnątrz narządów zachodzi rozpraszanie fal ultradźwiękowych, co objawia się ziarnistym wyglądem miąższu.

■ Na obrazach USG można zobaczyć różne rodzaje artefaktów (obiekty widoczne na obrazie, których w rzeczywistości nie ma). W idealnym przypadku zakłada się, że ultradźwięki rozchodzą się po liniach prostych, ich prędkość jest stała, tłumienie przez tkanki jest jednorodne, każdy wysłany impuls po odbiciu powraca, a wiązka wysyłana przez głowicę nie jest rozpraszana. W rzeczywistości te założenia nie są spełnione, co się objawia powstawaniem wspomnianych artefaktów. Przykładowo, jeśli wiązka ultradźwięków napotka kość, to tuż za kością powstaje „cień” na obrazie (zmniejszenie intensywności obrazu), z kolei gdy wiązka napotka zbiornik płynu (np. torbiel płynową), to za tym zbiornikiem obserwuje się wzrost intensywności obrazu.

■ Niektóre aparaty mają opcję badań elastografii (badania twardości tkanki, która może się zmienić w wyniku procesów chorobowych). Elastografia jest cyfrowym rozwinięciem badania palpacyjnego, w którym lekarz dotykiem ocenia twardość i spoistość badanego narządu.

2.5.
Zastosowania

Najczęściej wykonuje się USG jamy brzusznej, piersi, tarczycy, węzłów chłonnych, serca (tzw. echo serca), ślinianek, stawu kolanowego lub ramiennego i wiele innych.

■ Dzięki USG można wykryć guzy, torbiele czy zmiany pourazowe.

■ USG płodu jest jednym z podstawowych badań kobiet w ciąży. Lekarz ocenia rozwój płodu, ewentualne nieprawidłowości, a w późniejszych tygodniach może określić płeć przyszłego dziecka.

■ Możliwe jest przeprowadzanie badań endoskopowych przewodu pokarmowego, a także badań elastografii USG, m.in. wątroby.

■ Dostępne są już zminiaturyzowane urządzenia przenośne, które mogą być szczególnie pomocne w ratownictwie medycznym.

Najważniejsze informacje

• Ultradźwięki to mechaniczne fale akustyczne o częstotliwości powyżej 20 kHz rozchodzące się w ośrodkach sprężystych.

• W aparaturze medycznej jako źródło i jednocześnie detektor fal ultradźwiękowych wykorzystuje się materiały piezoelektryczne umieszczone w głowicy USG.

• Wyróżnia się kilka typów głowic USG, które w zależności od charakteru wykonywanego badania mają różny kształt i częstotliwość generowanych fal ultradźwiękowych.

• Częstotliwość fal USG przekłada się na głębokość penetracji fali i rozdzielczość przestrzenną obrazu: im wyższa częstotliwość, tym większa rozdzielczość przestrzenna, ale mniejsza głębokość penetracji fali.

• Wykorzystanie zjawiska odbicia fali ultradźwiękowej na granicy ośrodków o różnych gęstościach pozwala na ocenę wielkości, kształtu i struktury narządów wewnętrznych, a w szczególności różnicowanie zmian o charakterze litym i zmian o charakterze płynowym.

• Przechodząca przez ciało wiązka USG ulega osłabieniu na skutek rozproszenia, odbicia i pochłonięcia przez tkanki leżące na jej drodze.

• Interpretując obrazy USG, należy mieć świadomość możliwych artefaktów obrazu swoistych dla zjawisk falowych (wielokrotne odbicia, interferencje, rozpraszanie itp.).

• Badanie USG uważa się za jedno z najbezpieczniejszych pod warunkiem, że zostanie prawidłowo przeprowadzone.

• Podstawowe zalety obejmują niski koszt wykonania badania, szeroką dostępność i znacznie mniej przeciwwskazań w porównaniu z innymi technikami obrazowymi.

Rozdział 3
Techniki obrazowania – rezonans magnetyczny
Tomasz Wolak

■ Rezonans magnetyczny (magnetic resonance imaging, MRI), początkowo wykorzystywany głównie do badania struktury związków chemicznych, z czasem stał się jednym z najważniejszych narzędzi medycznej diagnostyki obrazowej.

■ Wykorzystuje absorpcję fal elektromagnetycznych przez atomy wodoru umieszczone w silnym polu magnetycznym. Metoda ta bardzo dobrze nadaje się do obrazowania tkanek miękkich, o dużej zawartości wody. Obecnie badanie MR znajduje szerokie zastosowanie w diagnostyce różnych obszarów anatomicznych i narządów.

3.1.
Podstawy fizyczne

■ Zjawisko rezonansu magnetycznego zachodzi w obecności silnego stałego pola magnetycznego wytwarzanego przez potężny magnes będący największym elementem skanera MR.

■ Elementem niezbędnym do tego, aby zaszło zjawisko rezonansu magnetycznego, jest także fala elektromagnetyczna o częstotliwości radiowej (zazwyczaj od kilkudziesięciu do kilkuset MHz).

Częstotliwość fali elektromagnetycznej, oznaczona f₀, zależy od stałego pola magnetycznego oraz od pierwiastka, z którego chcemy uzyskać sygnał, i określona jest przez wzór Larmora:

(1)

gdzie:

– prędkość kątowa precesji (w radianach/s),

,

– częstotliwość rezonansowa (w MHz),

– współczynnik żyromagnetyczny (w MHz/T), różny dla różnych pierwiastków – dla wodoru: 42,58 MHz/T,

– indukcja pola magnetycznego (w T).

■ Fale radiowe wysyłane są przez cewkę elektromagnetyczną RF (radio frequency), która jest jednocześnie anteną nadawczą i odbiorczą.

■ Podstawowym pierwiastkiem wykorzystywanym w technice rezonansu magnetycznego jest wodór (konkretnie proton stanowiący jądro wodoru) – głównie ze względu na to, że procentowo jest go najwięcej w ludzkim ciele (60–65%), ponadto charakteryzuje się tzw. niezerowym spinem magnetycznym.

Aby zaszło zjawisko rezonansu magnetycznego, niezbędne są trzy elementy:

• silny magnes wytwarzający stałe pole magnetyczne;

• badany obiekt, zawierający pierwiastek o niezerowym spinie magnetycznym, umieszczony w stałym polu magnetycznym;

• antena/cewka RF, której częstotliwość rezonansowa dobrana jest odpowiednio do wielkości indukcji pola magnetycznego oraz danego pierwiastka.

■ Po wyemitowaniu krótkiego impulsu fali elektromagnetycznej o częstotliwości radiowej f₀ jej energia zostaje na ułamek sekundy pochłonięta przez protony (jądra wodoru).

■ Następnie, po wyłączeniu nadajnika radiowego (RF), pochłonięta energia jest wypromieniowywana (w wyniku procesów relaksacji) przez protony, indukując w cewce odbiorczej sygnał radiowy o tej samej częstotliwości f₀ (ryc. 3.1).

■ Rezonans magnetyczny występuje tylko przy współdziałaniu stałego pola magnetycznego i fali elektromagnetycznej o określonej częstotliwości, spełniającej warunek Larmora, wiążący wymienione powyżej wielkości.

■ Wyjaśnienie zjawisk zachodzących w ciele pacjenta na poziomie atomowym, jak również opis powstawania obrazu wymaga wprowadzenia kilku pojęć z zakresu fizyki rezonansu magnetycznego. Kolejno omówione zostaną zagadnienia związane z własnościami magnetycznymi protonu, oddziaływaniem fali radiowej i pola magnetycznego na protony oraz wykorzystaniem własności magnetycznych molekuł zawierających wodór do różnicowania sygnału pochodzącego z różnych tkanek. Te wiadomości posłużą do wyjaśnienia, jak powstaje obraz i jakie ma własności.

3.2.
Precesja protonu

Rycina 3.1a–d.

Wyemitowany sygnał o częstotliwości radiowej zostaje na ułamek sekundy pochłonięty przez protony (a) znajdujące się w warstwie wybranej poprzez odpowiednie ukształtowanie gradientu pola magnetycznego, po czym zostaje „oddany” i rejestrowany przez cewkę odbiorczą (b). Na podstawie odebranego sygnału (c) jest rekonstruowany obraz (d).

■ Praktycznie wszystkie atomy o nieparzystej liczbie nukleonów (protonów i neutronów) mają niezerowy spin jądrowy. Poza wodorem podobne własności wykazują m.in. tlen (O), węgiel (C), fosfor (P), wapń (Ca), azot (N) oraz sód (Na). Spin jądrowy wynika z faktu, że protony posiadają dodatni ładunek elektryczny, a ponieważ są w bezustannym ruchu, to wytwarzają wokół siebie pole magnetyczne. Z praw fizyki wynika, że każdy poruszający się ładunek elektryczny, wytwarza wokół pole magnetyczne, a im więcej poruszających się ładunków elektrycznych, tym silniejsze wytworzone pole magnetyczne.

■ To pole magnetyczne reprezentuje wektor nazywany spinem magnetycznym jądra. W uproszczeniu, proton (jądro wodoru) jest małym magnesem, którego pole magnetyczne skierowane jest w kierunku wskazywanym przez wektor spinu magnetycznego (ryc. 3.2a).

■ Jeśli proton znajdzie się w zewnętrznym polu magnetycznym, to podobnie jak igła kompasu ustawi się prawie równolegle do zewnętrznego pola magnetycznego B₀ (ryc. 3.2b).

■ Im silniejsze zewnętrzne pole magnetyczne B₀, tym bardziej uporządkowane ułożenie wektorów spinów magnetycznych poszczególnych protonów (ryc. 3.2c).

■ W rzeczywistości wektor spinu magnetycznego protonu wykonuje tzw. ruch precesyjny, tzn. koniec wektora zatacza okrąg wokół osi Z, która jest równoległa do zewnętrznego pola magnetycznego (ryc. 3.3). Prędkość obrotu (precesji) jest wprost proporcjonalna do indukcji zewnętrznego pola magnetycznego zgodnie z zależnością Larmora.

Dla protonu (jądra wodoru) częstotliwość precesji wynosi ok. 42,58 MHz/1 T.

■ Kierunek wektorów spinów magnetycznych jest zatem prawie równoległy do zewnętrznego pola, jednak część z wektorów skierowana jest zgodnie (są na niższym poziomie energetycznym), a część przeciwnie (są na wyższym poziomie energetycznym) (ryc. 3.2b–c). Liczba protonów na wyższym i niższym poziomie energetycznym nie jest jednakowa i zależy od wartości indukcji zewnętrznego pola magnetycznego, w którym się znajdują.

■ W polu o indukcji 1 T (Tesli) na każde 10 000 000 protonów na wyższym poziomie energetycznym jest ok. 10 000 007 na niższym poziomie energetycznym. Wydawałoby się, że to niewielka różnica, ale biorąc pod uwagę liczbę protonów w jednym molu wodoru, która wynosi 6,02 × 10²³ (stała Avogadra), to różnica ta jest rzędu 10¹⁸. Powoduje ona powstanie wypadkowej magnetyzacji skierowanej zgodnie z kierunkiem zewnętrznego pola magnetycznego i oznaczana jest symbolem M₀.

Rycina 3.2a–c.

Oddziaływanie zewnętrznego pola magnetycznego na pole magnetyczne wytwarzane przez protony (jądra wodoru).

■ Choć pole magnetyczne wytwarzane przez protony jest znikome w porównaniu z polem magnetycznym skanera, to należy pamiętać, że pole magnetyczne jest polem kierunkowym, tzn. oddziałuje tylko w jednym kierunku wyznaczonym przez linie sił pola magnetycznego. Oznacza to, że jeśli udałoby się skierować pole magnetyczne protonów w innym kierunku niż pole magnetyczne skanera, to będzie można je zarejestrować i zmierzyć (pole magnetyczne skanera nie będzie przeszkodą).

Rycina 3.3.

Precesja spinu magnetycznego protonu w stałym polu magnetycznym.

■ Przykład, który pomaga to zrozumieć, jest następujący: jeśli do wiadra pełnego wody (pole magnetyczne skanera) wrzucimy kroplę wody (pole magnetyczne protonów), to nie będziemy w stanie wskazać, gdzie jest ta kropla. Jeśli wrzucimy kroplę do pustego wiadra (brak pola magnetycznego w kierunku prostopadłym), to bez problemu zobaczymy kroplę na jego dnie. Trik polega na tym, aby „wymusić”, by wypadkowe pole magnetyczne protonów zmieniło kierunek w stosunku do „potężnego”, zewnętrznego pola magnetycznego skanera. Zjawiskiem, które „wymusza” zmianę kierunku wypadkowego pola magnetycznego protonów, jest rezonans magnetyczny.

3.3.
Proces relaksacji – czasy T1 i T2

■ Zjawisko rezonansu magnetycznego poprzedza wyemitowanie w kierunku badanego obiektu impulsu fali elektromagnetycznej o częstotliwości radiowej (zależnej od stałego pola magnetycznego). Celem tego zabiegu jest wytworzenie niewielkiego pola magnetycznego, którego wartość indukcji będzie proporcjonalna do liczby jąder wodoru, a kierunek różny od kierunku stałego pola magnetycznego. Niestety, to wypadkowe pole udaje się wytworzyć jedynie na ułamek sekundy i w tym czasie możliwy jest pomiar. To, jak długo pole uda się utrzymać, zależy od oddziaływania otoczenia, w którym znajdują się wzbudzone protony, i nazywa się procesem relaksacji jąder wodoru (ryc. 3.4).

■ Proces relaksacji jąder wodoru można podzielić na następujące etapy, widoczne na rycinie:

a. Nadmiarowe wektory momentu magnetycznego poszczególnych protonów tworzą wypadkowy wektor magnetyzacji podłużnej M₀, zgodny z kierunkiem stałego pola magnetycznego B₀. Dla uproszczenia kolorem czerwonym przedstawiono tylko nadmiarowe wektory magnetyzacji protonów. Brak jakiejkolwiek magnetyzacji w płaszczyźnie XY.

b. W kierunku próbki emitowana jest fala elektromagnetyczna o częstotliwości Larmora (częstotliwości radiowej); następuje pochłanianie energii (fotonów) z fali radiowej. Cząstki o niższym poziomie energetycznym przechodzą do stanu o wyższym poziomie energetycznym, tj. wektor magnetyzacji zmienia ustawienie na kierunek przeciwny do linii sił pola magnetycznego. Jeśli liczba protonów o niższym poziomie energetycznym jest równa liczbie protonów o wyższym poziomie energetycznym, to znika wypadkowy wektor magnetyczny M₀, równoległy do kierunku pola magnetycznego, natomiast pojawia się składowa w kierunku prostopadłym MXY. Fala RF o takich własnościach nazywana jest impulsem RF 90 (wypadkowy wektor magnetyzacji pojawia się pod kątem 90° w stosunku do osi Z). Składowa ta tworzy się w wyniku zrównania się fazy precesji wszystkich protonów, które wymuszone zostało przez falę radiową. Fala radiowa „mówi”, w którym kierunku mają być wychylone wektory spinów magnetycznych protonów. W tym stanie znajdują się protony bezpośrednio po wyłączeniu nadajnika RF.

c, d. W wyniku oddziaływań cząsteczek z jonami w otaczającym środowisku następuje stopniowe przechodzenie protonów w wyższym stanie energetycznym do stanu o niższym poziomie energetycznym, czemu towarzyszy uwalnianie energii (powrót układu spinów do równowagi termodynamicznej). Energia ta jest wychwytywana przez antenę/cewkę odbiorczą.

Składowa podłużna wypadkowego wektora momentu magnetycznego zaczyna się „odbudowywać” ze stałą czasową tzw. relaksacji spinowo-sieciowej T1, zwaną również czasem relaksacji podłużnej.

Równocześnie w wyniku oddziaływań spin–spin cząstki tracą stopniowo fazę i składowa poprzeczna wypadkowego wektora momentu magnetycznego zaczyna zanikać ze stałą czasową relaksacji spin–spin T2, zwaną również czasem relaksacji poprzecznej.

e. Po pewnym czasie t > T1, T2 składowa poprzeczna zanika, a składowa podłużna „odbuduje się”, osiągając stan sprzed pobudzenia.

Czas, po jakim wypadkowa magnetyzacji podłużnej MZ osiągnie 63% magnetyzacji początkowej M₀, nazywa się czasem T1.

Czas, po jakim wypadkowa magnetyzacji poprzecznej MXY zmniejszy się o 63% od wartości początkowej, nazywa się czasem T2.

■ W praktyce sygnał rezonansu magnetycznego zanika znacznie szybciej, niż wynikałoby to tylko z czasu relaksacji poprzecznej T2, przez co czas ten oznacza się jako T2*.

Rycina 3.4.

Procesy relaksacji protonów.

3.4.
Jak interpretować czasy relaksacji?

■ T1 – czas relaksacji podłużnej, zwany inaczej czasem relaksacji spin–sieć. Jak już wspomniano, protony, które pochłonęły energię (fotony) z fali radiowej, po jej wyłączeniu powracają stopniowo do równowagi termodynamicznej i zaczynają „oddawać” pochłoniętą energię, która rejestrowana jest przez antenę cewki RF. To „oddawanie” energii odbywa się stopniowo i zależy od tego, jak otoczenie (sieć atomów dookoła) ją przejmuje. Dla protonów otoczonych przez różne cząsteczki chemiczne czas ten nie będzie jednakowy.

■ T₂ – czas relaksacji poprzecznej, zwany inaczej czasem relaksacji spin–spin. Wodór, który jest źródłem sygnału w technice MR, może być „wbudowany” w różne cząsteczki chemiczne o różnej strukturze molekuły. Każdy z protonów to minimagnes, który indukuje wokół swoje pole magnetyczne. W zależności od konfiguracji przestrzennej molekuły i lokalizacji jąder wodoru, ich pola magnetyczne będą wzajemnie się zakłócać. To zakłócenie będzie charakterystyczne dla konkretnej molekuły chemicznej. Dla „samotnego” protonu częstotliwość precesji wynosi 42,58 MHz/1 T, natomiast dla protonów (jąder wodoru) wbudowanych w molekuły będzie się nieznacznie różnić, bo zmieni się wypadkowe pole magnetyczne (nałożą się pola z sąsiednich protonów). Ta różnica nazywana jest przesunięciem chemicznym, bo zależy od budowy molekuły chemicznej.

■ T₂* – wypadkowy czas relaksacji poprzecznej. Zależy od trzech składowych podanych powyższym wzorem (czasu T2, niejednorodności głównego pola magnetycznego i niejednorodności obrazowanego obiektu).

Aby zmierzyć czas T2 niezakłócony wpływem niejednorodności pola magnetycznego skanera oraz budową anatomiczną pacjenta, można zastosować, tzw. impuls odwracający, zwany inaczej impulsem 180⁰.

Jeśli po impulsie 90⁰ po niedługim czasie (rzędu mikrosekund) podamy impuls 180⁰, to nastąpi „zamiana miejsc” wektorów, które obracały się wolniej (doświadczały nieco mniejszego pola magnetycznego) w stosunku do tych, które obracały się szybciej (doświadczały nieco większego pola magnetycznego). Po dwukrotnie dłuższym czasie niż ten, który upłynął między impulsami 90⁰ i 180⁰, pojawi się sygnał echa spinowego (ryc. 3.5), który powstanie wskutek powtórnej synchronizacji wektorów (upraszczając, szybsze „dogonią” te wolniejsze i powtórnie się zsynchronizują).

Rycina 3.5.

Sposób powstawania echa spinowego.

■ Z opisanych zjawisk wynika fakt, że poszczególne tkanki, które mają różną budowę anatomiczną i różną zawartość poszczególnych molekuł, powinny się różnić czasami relaksacji. Pozostaje zatem znaleźć sposób, jak zmierzyć te różnice i przedstawić je na obrazie.

3.5.
Kontrast tkankowy

■ Do otrzymania obrazu potrzebna jest sekwencja impulsów RF oraz sygnałów gradientowych kodujących obrazowaną przestrzeń. Mówi się, że dany obraz został uzyskany z wykorzystaniem konkretnej sekwencji (np. sekwencja Spin Echo, Turbo Spin-Echo, Gradient Echo ibody td.).

■ Ze względu na różnice w czasach relaksacji między tkankami, aby uzyskać maksymalny kontrast między nimi, należy wykonać obraz w konkretnym przedziale czasu, gdy różnica intensywności obu tkanek jest maksymalna (ryc. 3.6).

■ Kontrast na obrazach T1-zależnych (lub T2-zależnych) będzie zatem zależał przede wszystkim od różnic czasów relaksacji T1 (lub T2) dla poszczególnych tkanek oraz od gęstości protonowej (PD).

Podstawowe parametry sekwencji to:

• Czas repetycji (time of repetition, TR) – czas między kolejnymi powtórzeniami sekwencji impulsów RF.

• Czas echa (time to echo, TE) – czas od pierwszego impulsu RF do momentu uzyskania echa sygnału (zob. ryc. 3.5).

■ TR decyduje o kontraście T₁ na obrazach.

■ TE decyduje o kontraście T₂ na obrazach.

■ W zależności od parametrów sekwencji (TR i TE) można uzyskać różne intensywności poszczególnych rodzajów tkanek na obrazach. Różnice intensywności tworzą tzw. kontrast tkankowy (ryc. 3.7).

■ Na wykresie (ryc. 3.8) widoczne są krzywe przedstawiające „odtwarzanie” magnetyzacji podłużnej dla trzech rodzajów tkanek. Obraz po lewej został wykonany z czasem TR = 600 ms, TE = 6 ms, co daje obraz T1-zależny. Obraz po prawej został wykonany z czasem TR = 3600 ms, TE = 9,4 ms, co daje obraz PD-zależny.

■ Na wykresie (ryc. 3.9) widoczne są krzywe przedstawiające „zanik” magnetyzacji poprzecznej dla trzech rodzajów tkanek. Obraz po lewej został wykonany z czasem TR = 6000 ms, TE = 11 ms, co daje obraz PD-zależny. Obraz po prawej został wykonany z czasem TR = 6000 ms, TE = 166 ms, co daje obraz T2-zależny.

Rycina 3.6.

Przedziały czasu, w których można otrzymać kontrast tkankowy.

Rycina 3.7.

Podstawowe rodzaje kontrastów tkankowych na przykładzie obrazu mózgu (kolejno obraz T1-zależny, T2-zależny, PD-zależny).

Rycina 3.8.

Wpływ czasu repetycji TR na powstawanie obrazów T1-zależnych.

Rycina 3.9.

Wpływ czasu echa TE na powstawanie obrazów T2-zależnych.

Im krótszy czas relaksacji T1 danej tkanki, tym silniejszy jej sygnał w obrazach T1-zależnych (i odwrotnie).

Im krótszy sygnał T2 danej tkanki, tym słabszy jej sygnał w obrazach T2-zależnych (i odwrotnie).

■ Tłuszcz cechuje się krótkim czasem relaksacji T1 i ma silny sygnał w obrazach T2-zależnych.

■ Woda i inne płyny (m.in. płyn mózgowo-rdzeniowy w układzie komorowym i worku oponowym, żółć w drogach żółciowych, mocz w drogach moczowych, wysięk, płyn w torbieli) cechują się długim czasem relaksacji T2 i mają silny sygnał w obrazach T2-zależnych.

■ Paramagnetyczny środek kontrastujący, taki jak Gd-DTPA, powoduje skrócenie czasów T₁ i T₂ tych protonów, które znajdą się w jego pobliżu. Dzięki temu zwiększa się różnica między sygnałami pochodzącymi od tkanek, do których dotarł środek cieniujący (mają silniejszy sygnał w obrazach T1-zależnych), i tymi, do których nie dotarł (mają słabszy sygnał w obrazach T1-zależnych).

■ Gadolin (Gd), który wchodzi w skład środków cieniujących, jest pierwiastkiem ziem rzadkich i jest toksyczny dla organizmu. W wyniku procesu chemicznego atom gadolinu zostaje związany chemicznie (schelatowany) z grupą DTPA (diethyltriaminepentaacetic acid – kwas pentetynowy), która neutralizuje jego toksyczność.

■ Zmiana kontrastu tkankowego wyznaczana jest jako różnica amplitud sygnałów pochodzących od tkanki A i tkanki B (ryc. 3.10):

a. Krzywe T1 dla tkanek A i B znajdują się blisko siebie, w rezultacie różnica amplitud sygnałów z obu tkanek jest mała dla danego TR.

b. Podanie środka cieniującego, który dotrze tylko do tkanki A, powoduje przesunięcie krzywej T1 tkanki A w lewo. W tym samym czasie TR różnica amplitud sygnałów jest znacznie większa, co umożliwia łatwiejsze rozróżnienie tych tkanek na obrazie.

Rycina 3.10.

Działanie środka cieniującego na kontrast tkankowy.

3.6.
Kodowanie przestrzeni, czyli jak rozpoznać, skąd pochodzi sygnał rezonansu magnetycznego

■ Wielkość sygnału rezonansowego jest proporcjonalna do gęstości/liczby jąder wodoru w próbce (obrazowanej warstwie), co umożliwia uzyskanie obrazów różnicujących np. tkanki o różnej zawartości wody.

■ W aparatach MR w celu wywołania wzbudzenia rezonansowego w wybranych punktach przestrzeni pomiarowej należy w tych punktach wytworzyć pole magnetyczne o odpowiedniej wartości.

■ Kształtowanie pola magnetycznego uzyskuje się przez nakładanie pola stałego (wytwarzanego przez magnes) w objętości całej próbki i pola gradientowego wytworzonego przez zespół cewek w osiach X, Y, Z (ryc. 3.11).

■ Dzięki tym cewkom każdy punkt w przestrzeni badanej próbki jest pobudzany inną częstotliwością rezonansową. Ujmując rzecz bardziej obrazowo, każdy punkt w przestrzeni ma własny „adres”, którym jest częstotliwość i faza sygnału rezonansu w tym punkcie.

■ Kluczowym czynnikiem jest wysoka jednorodność głównego pola magnetycznego oraz bardzo wysoka jakość wykonania cewek gradientowych.

■ Po zebraniu odpowiedzi próbki na pobudzenie falą elektromagnetyczną o częstotliwości radiowej można za pomocą dwuwymiarowej transformaty Fouriera zrekonstruować obraz przestrzenny – otrzymany sygnał nie zawiera bezpośrednio obrazu, tylko zakodowaną informację, z której rekonstruowany jest obraz rzeczywisty (tzw. obraz k-space, który stanowi dwuwymiarowe widmo obrazu rzeczywistego – zob. ryc. 3.1).

3.7.
Budowa urządzenia

Rycina 3.11.

Cewka gradientowa złożona z trzech cewek zdolnych do wytworzenia liniowo zmiennego (gradientowego) pola magnetycznego w trzech prostopadłych kierunkach X, Y, Z. Wypadkowy gradient może mieć dowolny kierunek w przestrzeni.

■ Aparat (skaner) MR przedstawiony na rycinie 3.12 zawiera:

• podzespoły służące do wytwarzania pola magnetycznego o złożonym profilu;

• układy rezonansowe do wytwarzania sygnałów o częstotliwości radiowej i ich detekcji;

• sterowniki urządzeń;

• komputer, przeznaczony do nadzoru pracy podzespołów, rekonstrukcji obrazów, ich prezentowania, monitorowania i gromadzenia.

Rycina 3.12.

Przekrój przez skaner rezonansu magnetycznego. Badana część ciała znajduje się w centralnej części magnesu, gdzie pole magnetyczne jest najbardziej jednorodne. W dowolnym punkcie nie różni się więcej niż 1/1 000 000 wartości tego pola.

■ Do wytworzenia pola magnetycznego wykorzystuje się najczęściej magnes nadprzewodzący, który składa się z cienkiego drutu wykonanego z nadprzewodnika, nawiniętego na metalowy korpus, zanurzony w ciekłym helu w temperaturze ok. -269°C, w której nadprzewodnik nie stawia żadnego oporu dla prądu w nim płynącego, przez co nie generuje ciepła. W nadprzewodniku płyną setki amperów, dzięki czemu można wytworzyć bardzo silne pole magnetyczne o indukcji do kilku Tesli (spotykane w szpitalach aparaty mają pola magnetyczne o indukcji 1,5 T lub 3 T).

Należy pamiętać, że pole magnetyczne w aparacie MR jest zawsze włączone!

■ Wśród aparatów MR wyróżnia się skanery o:

• niskim polu < 0,3 T;

• średnim polu 0,3–1,0 T;

• wysokim polu 1,0–3,0 T;

• bardzo wysokim polu 3,0–7,0 T;

• ultrawysokim polu > 7,0 T.

■ Większość skanerów ma konstrukcje zamknięte (tunelowe), ale występują też niskopolowe konstrukcje otwarte, w których pole wytwarzane jest między dwoma magnesami stałymi. Przestrzeń po bokach nie jest wtedy ograniczona i pacjenci z klaustrofobią lepiej znoszą takie badania.

■ Tunel magnesu ma średnicę 60 lub 70 cm i długość 1,3–2 m. Pole obrazowania zazwyczaj wynosi 50 × 50 × 50 cm³.

■ Jednym z kluczowych elementów skanera są cewki RF, które najczęściej tylko odbierają sygnał rezonansu z ciała pacjenta (sygnał nadawany jest z cewki wbudowanej w skaner). Cewki RF to inaczej odbierające fale radiowe anteny o bardzo dużej czułości.

■ Aby zwiększyć poziom odbieranego sygnału, stosuje się cewki wieloelementowe (wielokanałowe), które jednocześnie odbierają i sumują sygnał z wielu anten. Wielokanałowe cewki RF najsilniej wzmacniają sygnał z powierzchni ciała, nieco gorzej ze środka. Im więcej kanałów, tym mocniejszy jest ten efekt.

■ Odbiorcze cewki RF mają konstrukcję dedykowaną do obrazowania danej części ciała, wyróżniamy więc m.in. cewki dedykowane do głowy, kręgosłupa (wbudowana w łóżko), barku, klatki piersiowej, brzucha, kończyn, stawu kolanowego, stawu skokowego. Niektóre cewki RF służą zarówno do odbioru, jak i do nadawania sygnału  RF.

■ W ścianach (oraz oknach i drzwiach) pomieszczenia, w którym znajduje się skaner MR, wbudowana jest klatka Faradaya, która stanowi ekran/filtr elektromagnetyczny chroniący czułe cewki RF przed zbieraniem zakłóceń pochodzących z zewnątrz pomieszczenia.

3.8.
Bezpieczeństwo stosowania

■ Skaner MR to przede wszystkim wielki i bardzo silny magnes, który jest w stanie przyciągnąć metalowe obiekty z odległości 2–3 m. Bliżej skanera siła przyciągania szybko rośnie. Metalowe obiekty w pobliżu magnesu są dużym zagrożeniem, dlatego należy bezwzględnie przestrzegać zasad bezpieczeństwa i dostosować się do poleceń personelu.

Przeciwwskazania do wykonania badania MR

• Klaustrofobia

• Metalowe ciała obce w ciele

• Niektóre implanty ortopedyczne

• Sztuczne zastawki serca

• Kardiostymulatory

■ Przed badaniem należy się pozbyć wszelkich metalowych przedmiotów (biżuterii, zegarków, monet, zdejmowalnych protez stomatologicznych, kart płatniczych, elektroniki), ubranie też nie może zawierać metalowych części.

■ Jeśli badanie wymaga podania kontrastu, pacjent powinien wykonać badanie stężenia kreatyniny (ocena wydolności nerek, przez które wydalany jest kontrast), nie jeść i nie pić na 2 godziny przed badaniem.

■ Samo badanie średnio trwa 15–45 minut, towarzyszy mu duży hałas (do 100 dB) generowany przez cewki gradientowe, dlatego zwykle pacjent zakłada specjalne słuchawki lub stopery.

■ Podczas badania należy pozostać w bezruchu, jest to bardzo ważne, bo wpływa na jego jakość i czułość.

■ Możliwe jest odczuwanie skurczu mięśni w okolicach badanej części ciała (szybkie przełączanie gradientu pola magnetycznego indukuje skurcz).

■ W niektórych sekwencjach dyfuzyjnych pacjent może odczuwać delikatne drgania stołu. Duży hałas i gabaryty skanera oraz fakt, że pacjent znajduje się w stosunkowo wąskim tunelu, mogą wywoływać poczucie klaustrofobii.

■ Fale elektromagnetyczne stosowane do wzbudzenia protonów mogą powodować nagrzewanie badanej części ciała. Jest ono tym większe, im większa jest indukcja pola magnetycznego (np. dla skanerów 3 T i więcej), zależy też od konkretnej sekwencji obrazującej.

■ Po badaniu z kontrastem pacjent pozostaje pod obserwacją przez ok. pół godziny ze względu na możliwość wystąpienia odczynów alergicznych na podany środek.

■ Coraz więcej urządzeń i wszczepianych implantów jest przystosowanych do badań MR. Przykładem są implanty ślimakowe, które do niedawna były przeciwwskazaniem do ich wykonania, a obecnie niektóre modele są już dopuszczone do badań w skanerach 3 T (zdejmuje się jedynie część zewnętrzną implantu).

Badanie MR jest nieinwazyjne, nie emituje promieniowania jonizującego. Można je powtarzać wielokrotnie. Brak doniesień o szkodliwości badania. Są doniesienia, że częste badania z kontrastem gadolinowym mogą doprowadzić do odkładania się gadolinu w tkankach (głównie w móżdżku).

■ Badanie można wykonywać również u dzieci, jednak najczęściej wymaga to sedacji ze względu na konieczność pozostania w bezruchu podczas badania.

3.9.
Własności obrazu

■ Obrazy MR cechuje bardzo dobry kontrast tkankowy. Uzyskanie optymalnego kontrastu zależy od rodzaju użytej sekwencji i jej parametrów.

■ Standardowo skanery wyposażone są w pakiety sekwencji przygotowanych pod kątem zastosowań – neuro, angio, cardiac, body, onco, ortho, breast, whole body, pediatric, scientific.

■ Badanie MR składa się z kilku różnych sekwencji (różny kontrast tkankowy), obejmujących tzw. pole obrazowania, w którym mieści się badany obszar ciała – dzieli się go na warstwy o różnej grubości.

Badanie MR jest szczególnie wrażliwe na ruch osoby badanej!

■ W obrazach MR mogą powstawać różnego rodzaju artefakty, czyli zmiany widoczne na obrazie, niemające pokrycia w rzeczywistości. Artefakty powstają w wyniku:

• ruchu osoby badanej;

• złego dobrania parametrów sekwencji obrazującej;

• zakłóceń elektromagnetycznych;

• obecności metalowych obiektów w polu obrazowania;

• usterek technicznych.

■ Rozdzielczość przestrzenna obrazów zależy od użytej sekwencji i indukcji pola magnetycznego (im silniejsze pole magnetyczne, tym lepszą rozdzielczość przestrzenną można uzyskać).

■ W tzw. sekwencjach 2D, gdzie obrazy zbierane są w oddzielnych sąsiadujących ze sobą warstwach, grubość warstwy waha się od 2 do 5 mm. Rozdzielczość samego obrazu jest poniżej 1 mm. Przykładowo typowa wielkość woksela to 0,4 × 0,4 × 3 mm³.

■ W tzw. sekwencjach 3D, gdzie obrazy zbierane są z dużej objętości, a później sztucznie dzielone na warstwy, rozmiar woksela może osiągać 0,5 × 0,5 × 0,5 mm³ (na skanerach 3 T).

■ Choć czas obrazowania techniką MR jest wciąż piętą achillesową (im więcej obrazów i im wyższą rozdzielczość chce się uzyskać, tym dłużej trwa badanie), to dostępne są szybkie sekwencje obrazowe, które umożliwiają uzyskiwanie kilku obrazów na sekundę. Pozwala to na obrazowanie w czasie rzeczywistym ruszających się organów (np. serca).

■ Obecnie dostępne są protokoły szybkich badań 5-minutowych składających się z trzech–czterech podstawowych sekwencji w celu szybkiej oceny strukturalnej, jednak typowe badanie trwa ok. pół godziny.

TABELA 3.1.

Wybrane techniki obrazowania MR

Angiografia MR

Obrazy naczyń można uzyskać, wykorzystując zarówno techniki bez podania środka kontrastowego (kontrastem jest wtedy znakowana magnetycznie krew), jak i wzmocnione kontrastem.

Wodorowa spektroskopia rezonansu magnetycznego (proton magnetic resonance spectroscopy, HMRS)

Jest techniką, w której sygnały w postaci linii spektralnych (pików), tworzących widmo, dają informacje o właściwościach biochemicznych tkanki w badanym obszarze. Pozycja piku określa rodzaj metabolitu, jego wysokość zaś, a dokładnie pole powierzchni pod pikiem, jest miarą ilości metabolitu w mierzonej próbce.

Obrazowanie zależne od podatności magnetycznej (susceptibility weighted imaging, SWI)

Obrazy SWI są bardzo czułe na lokalne zakłócenia pola magnetycznego (obrazy T2 + T2*-zależne).

Takie zakłócenia powstają wokół naczyń krwionośnych w stanie zapalnym lub przy mikrokrwawieniach, zwapnieniach, udarach, guzach.

Obrazowanie rezonansu magnetycznego zależne od dyfuzji (diffusion weighted imaging, DWI)

Technika DWI wykorzystuje fizyczne ograniczenia w ruchu cząsteczek wody. Sygnał jest zależny od ich dyfuzji. Im szybciej i im dalej przemieszczają się cząsteczki wody w przestrzeni zewnątrzkomórkowej, tym większa (swobodniejsza) jest dyfuzja. Ograniczenie dyfuzji cząsteczek wody występuje m.in. w udarach mózgu i guzach nowotworowych.

Obrazowanie tensora dyfuzji (diffusion tensor imaging, DTI)

Podobnie jak w sekwencji DWI, wykorzystuje się sygnał pochodzący od cząsteczek wody, jednak w tym wypadku koduje się obrazowaną przestrzeń tak, aby zmierzyć ilość cząsteczek wody poruszających się w różnych kierunkach. Ponieważ woda w przestrzeni międzykomórkowej swobodniej porusza się wzdłuż aksonów, to na obrazach można odtworzyć strukturę istoty białej. Technika ta nazywana jest traktografią.

Obrazowanie zależne od perfuzji (perfusion weighted imaging, PWI)

Obrazowanie perfuzji krwi w mózgu polega na obrazowaniu przepływu środka kontrastującego przez układ naczyń krwionośnych w mózgu. W miejscach dobrze ukrwionych, do których dotarł środek cieniujący, obserwuje się osłabienie sygnału rezonansu magnetycznego (intensywności na obrazie). Otrzymuje się krzywą dynamiczną, pozwalającą na wyznaczenie parametrycznych map przepływu:

• CBV (cerebral blood volume) – objętość krwi mózgowej;

• CBF (cerebral blood flow) – przepływ krwi w mózgu;

• MTT (mean transit time) – średni czas przejścia;

• BD (bolus delay) – opóźnienie bolusa.

Metoda znakowania spinów krwi tętniczej (arterial spin labeling, ASL)

Technika ASL podobnie jak PWI służy do oceny perfuzji krwi w mózgu, ale nie wymaga podania środka kontrastującego. Krew tętnicza wpływająca do obrazowanej warstwy jest znakowana magnetycznie w obszarze poniżej tej warstwy.

Funkcjonalny rezonans magnetyczny (functional magnetic resonance imaging, fMRI)

Obrazowanie pracy mózgu odbywa się pośrednio, poprzez ocenę dynamiki procesów zaopatrywania go w tlen, dostarczany w cząsteczkach hemoglobiny. W miejscach, gdzie neurony wykazują zwiększone zapotrzebowanie na tlen, następuje wzrost sygnału. Podczas badania mózg osoby badanej jest wielokrotnie stymulowany poprzez zmysły (obrazy, dźwięki, zapachy, dotyk) w konkretnym schemacie czasowym. Jeśli w następstwie stymulacji zostanie zaobserwowany wzrost utlenowania danego obszaru, to oznacza, że jest to obszar związany ze stymulacją. Technika fMRI pozwala zatem na precyzyjne wyznaczanie obszarów mózgu związanych z różnymi funkcjami, przez co znajduje coraz większe zastosowanie w badaniach przedoperacyjnych mózgu, ale jeszcze szerzej jest wykorzystywana w badaniach naukowych dotyczących funkcjonowania mózgu.

Najważniejsze informacje

• Rezonans magnetyczny jest techniką, którą cechują: wysoka rozdzielczość przestrzenna (poniżej 1 mm), wysoki kontrast tkankowy i możliwość wykonania obrazów pod dowolnym kątem.

• Do wytworzenia obrazu wykorzystuje się silne, jednorodne pole magnetyczne, w którym umieszczony jest pacjent, fale elektromagnetyczne o częstotliwości radiowej oraz zmienne pole magnetyczne, pozwalające rozróżnić miejsce, z którego odbierany jest sygnał rezonansu.

• Wyróżnia się trzy podstawowe typy obrazów: T1-zależny, T2-zależny i PD-zależny, które przedstawiają odmienne własności magnetyczne badanych tkanek. MR daje niezwykle wyraźne, szczegółowe obrazy struktur tkanek miękkich, których inne techniki obrazowania nie są w stanie osiągnąć.

• Badanie MR jest bezbolesne, nieinwazyjne i nieszkodliwe (brak promieniowania jonizującego), jednak jest dość głośne i wrażliwe na ruch pacjenta podczas badania. Ze względu na silne pole magnetyczne istnieje więcej przeciwwskazań do wykonania badania niż w innych technikach obrazowych (elementy metalowe w ciele). Możliwe jest wystąpienie artefaktów obrazowych (przede wszystkim związanych z ruchem).

• Spektrum zastosowań MR jest szerokie i obejmuje niemal wszystkie obszary anatomiczne. Liczba dostępnych sekwencji obrazowania jest bardzo duża.

• MR pozwala uzyskać nie tylko obrazy strukturalne, lecz także parametry czynnościowe (dyfuzja MR, perfuzja MR, przepływ krwi, temperatura ibody td.).

• Możliwe jest obrazowanie funkcji mózgu (fMRI), składu ilościowego tkanek (spektroskopia MR) czy pracy serca w czasie rzeczywistym.

• Środki kontrastujące pomagają w wykrywaniu nowotworów i dodatkowo są mniej uczulające niż środki kontrastujące stosowane w tomografii komputerowej.

• Koszt rzędu kilkuset złotych badania jednej części ciała jest wysoki, co wynika z kosztu zakupu i utrzymania skanera MR.

Tabela 3.2 zawiera porównanie najważniejszych metod obrazowych.

TABELA 3.2.

Porównanie najważniejszych metod obrazowych

RTG

TK

MR

PET

USG

Nośnik informacji

Fale elektromagnetyczne X (fotony)

Fale elektromagnetyczne X (fotony)

Fale elektromagnetyczne o częstotliwości radiowej (fotony)

Fale elektromagnetyczne γ (fotony)

Fale mechaniczne (akustyczne)

Szkodliwość

Tak (promieniowanie jonizujące)

Tak (promieniowanie jonizujące)

Nie

Tak (promieniowanie jonizujące)

Nie

Rozdzielczość przestrzenna

20–100 µm

240–1000 µm

200–1000 µm

2–5 mm

Ok. 1 mm

Czas badania

5–10 min

5–15 min

15–45 min

15–45 min + czas wchłaniania

5–15 min

Zastosowanie

Wszystkie rodzaje tkanek

Wszystkie rodzaje tkanek

Wszystkie rodzaje tkanek (optymalnie do miękkich)

Wszystkie rodzaje tkanek

Wszystkie rodzaje tkanek (optymalnie do miękkich)

Wrażliwość na ruch

Duża

Duża

Bardzo duża

Duża

Mała

Poziom hałasu

Niski

Niski

Bardzo wysoki

Niski

Niski

Przestrzeń pacjenta

Częściowo ograniczona

Ograniczona

Ograniczona

Ograniczona

Nieograniczona

Dostępność

Duża

Średnia

Mała

Bardzo mała

Duża

Średni koszt urządzenia

Kilkaset tys. zł

2–5 mln zł

3–10 mln zł

> 10 mln zł

Od kilkudziesięciu do kilkuset tys. zł

MR (magnetic resonance) – rezonans magnetyczny; PET (positron emission tomography) – pozytonowa tomografia emisyjna; RTG – rentgenogram; TK – tomografia komputerowa; USG – ultrasonografia.

Rozdział 4
Badania obrazowe – ryzyko i ochrona
Ryszard Kowski, Bogdan Pruszyński, Andrzej Cieszanowski

Badania obrazowe (obrazowanie medyczne) to uzyskiwanie obrazu struktury ciała lub procesu zachodzącego w organizmie ludzkim. Zakres informacji klinicznych, czynniki ryzyka oraz jakość uzyskiwanych obrazów zależą od nośnika informacji. Nośnikiem informacji obrazowej jest najczęściej (choć nie tylko) fala dźwiękowa lub fala elektromagnetyczna.

TABELA 4.1.

Obrazowanie medyczne – najczęściej stosowane metody

Nośnik informacji

Rodzaj procedur

Fizyczne czynniki ryzyka

Rodzaj

Ryzyko

Fala dźwiękowa

Ultrasonografia

Kawitacja, depozyt ciepła

Bardzo niskie

Fala elektromagnetyczna

Fala radiowa

Tomografia rezonansu magnetycznego

Pole magnetyczne

Pacjent – bardzo niskie

Elementy obce – wysokie

Podczerwień

Termografia

Brak

Światło

Koherentna tomografia optyczna

Wiązka laserowa

Umiarkowane

Kwant X

Rentgenodiagnostyka

Promieniowanie jonizujące

Wysokie

Kwant gamma

Medycyna nuklearna

Promieniowanie jonizujące

Wysokie

4.1.
Ryzyko związane z badaniami ultrasonograficznymi (fala dźwiękowa)

Dotychczas nie stwierdzono, aby badania USG miały szkodliwe następstwa dla organizmu człowieka dorosłego, dziecka i płodu.

■ W czasie badań dopplerowskich energia fal ultradźwiękowych (zwłaszcza w trakcie badań z zastosowaniem maksymalnych natężeń fali oraz badań kodowanych kolorem, gdy objętość pomiarowa jest niewielka) jest wyższa niż podczas rutynowego USG (ultrasonografia).

■ W wymienionych sytuacjach oraz w badaniu miednicy kobiet we wczesnych okresach ciąży należy ograniczyć czas badania do minimum.

■ W wyjątkowych wypadkach długiego badania obszarów o niskich możliwościach wymiany cieplnej (np. torebki stawowej) może dojść do nadmiernego depozytu ciepła.

4.2.
Ryzyko związane z badaniami techniką rezonansu magnetycznego (fala elektromagnetyczna w zakresie radiowym)

■ Badania MR (magnetic resonance) są bezpieczne pod warunkiem przestrzegania określonych zasad. Wysokość dopuszczalnej indukcji stałego i zmiennego pola magnetycznego, zakres stosowanych fal o częstotliwości radiowej i natężenie bodźców zostały określone i są podstawowym warunkiem dopuszczenia aparatu do użytku.

■ W okresie ponad 40 lat stosowania MR nie stwierdzono niekorzystnych oddziaływań na organizm pacjenta.

Zagrożenia związane z MR dotyczą przedmiotów i materiałów wrażliwych na pole magnetyczne, znajdujących się w ciele lub otoczeniu badanego.

■ W silnym polu magnetycznym wrażliwe na nie przedmioty/implanty mogą ulec uszkodzeniu lub przemieszczeniu, powodując różne powikłania.

■ Nie ma dowodów na szkodliwy wpływ krótkotrwałego oddziaływania pola magnetycznego na płód – pacjentki w ciąży można badać za pomocą MR, gdy przemawiają za tym ważne względy medyczne.

■ Przeciwwskazania do badania MR dotyczą pacjentów z:

• ferromagnetycznymi klipsami naczyniowymi;

• metalicznymi ciałami obcymi, szczególnie w gałce ocznej lub w okolicy narządów ważnych dla życia;

• rozrusznikami serca;

• nieusuwalnymi neurostymulatorami;

• podskórnie implantowanymi aparatami słuchowymi;

• pompami do podawania leków.

■ Przed skierowaniem pacjenta na badanie należy się zapoznać z zaleceniami producenta dotyczącymi danej protezy/implantu. Obecnie coraz więcej implantów i urządzeń konstruuje się z materiałów niewrażliwych lub mało wrażliwych na działanie pola magnetycznego.

Pole magnetyczne w gabinecie MR jest ZAWSZE, nawet wtedy, gdy aparat pozostaje wyłączony.

4.3.
Promieniowanie jonizujące

Dwa podstawowe rodzaje promieniowania jonizującego

• Promieniowane cząsteczkowe

• Promieniowanie elektromagnetyczne

■ Promieniowanie cząsteczkowe – ma masę (neutrony) i często ładunek (protony, cząstki alfa, elektrony – cząstki beta minus i antyelektrony, czyli pozytony – cząstki beta plus); im ma większą masę i ładunek, tym trudniej przenika przez materię, tym silniej na nią oddziałuje, tym więcej swojej energii jej przekazuje.

■ Promieniowanie elektromagnetyczne (rentgenowskie, czyli X i gamma) nie ma masy ani ładunku, łatwo przenika przez materię (nazywamy je przenikliwym); promieniowanie X i gamma mają takie same cechy, różnią się jedynie miejscem powstania: X powstaje w przyspieszaczach (np. lampie rentgenowskiej), gamma zaś w izotopach, wewnątrz jądra atomowego, przy jego rozpadzie.

■ W kontakcie z izotopami może dojść do napromienienia bądź skażenia zewnętrznego lub wewnętrznego (wchłonięcia), w kontakcie z aparatem rentgenowskim może dojść jedynie do napromienienia.

■ Ilość promieniowania jonizującego określa się mianem dawki. Różne rodzaje dawek uwzględniają różne aspekty oddziaływania promieniowania z materią. Pierwsza z nich to wielkość czysto fizyczna, pozostałe dotyczą napromienienia organizmów żywych. Wszystkie dawki mierzone w siwertach (Sv) dotyczą organizmów żywych.

Nie da się w prosty sposób zsumować dawek, jakie pacjent otrzymał podczas różnych procedur radiologicznych.

■ Ilość promieniowania jonizującego pochodzącego z otoczenia (gleby, powietrza, kosmosu) określa się jako poziom tła naturalnego. W Polsce wynosi ok. 2,4 mSv rocznie. Wszelkie dawki powyżej tła uznaje się za potencjalnie szkodliwe. Ich oceną i minimalizacją zajmuje się dział zwany ochroną radiologiczną.

■ Najpoważniejszym źródłem dawek (ok. 50% tła naturalnego) poza tłem są medyczne aparaty rentgenowskie. Inne źródła to np. materiały budowlane i uwalniający się z nich radon.

TABELA 4.2.

Najważniejsze rodzaje dawek promieniowania

Nazwa dawki

Jednostka

Znaczenie

Dawka pochłonięta

KERMA

Gy (grej)

Ilość energii przekazana materii

Dawka równoważna (ekwiwalentna)

Sv (siwert)

Uwzględnia różnice w oddziaływaniu różnych rodzajów promieniowania na tkankę żywą

Dawka skuteczna (efektywna)

Sv (siwert)

Uwzględnia różnice w promieniowrażliwości różnych tkanek i narządów

4.4.
Ochrona radiologiczna

Wszędzie tam, gdzie mamy do czynienia z czynnikiem potencjalnie szkodliwym, stosowana jest zasada ALARA: As Low As Reasonably Achievable (tak mało, jak to rozsądnie możliwe).

■ Ochrona radiologiczna to zapobieganie narażeniu ludzi i skażeniu środowiska, a gdy to nie jest możliwe, to ograniczenie ich skutków do poziomu tak niskiego, jak tylko jest to rozsądnie osiągalne przy uwzględnieniu czynników ekonomicznych, społecznych i zdrowotnych.

4.5.
Skutki działania promieniowania na organizm

■ Skutki progowe (deterministyczne) – uszkodzenia lub dysfunkcje, które występują na ogół powyżej pewnych progów dawki. Nasilenie objawów zależy od wielkości dawki. Są one stwierdzane głównie w radiologii zabiegowej z uwagi na wysokie dawki otrzymywane podczas długotrwałych prześwietleń u personelu (uszkodzenia gałki ocznej) i pacjentów (uszkodzenia skóry).

Na świecie stwierdza się uszkodzenia skóry u 5–15% pacjentów poddawanych procedurom radiologii zabiegowej.

■ Skutki stochastyczne – somatyczne (najczęściej indukcja nowotworów) lub genetyczne (w przyszłych pokoleniach); zazwyczaj polegają na uszkodzeniu łańcucha DNA. Może je wywołać nawet pojedynczy kwant, jednak prawdopodobieństwo wystąpienia zależy od wielkości dawki oraz wieku organizmu, w jakim nastąpiła ekspozycja. Wynika to z faktu, że bardziej promieniowrażliwe są komórki w fazie podziału (zdwojenie ilości łańcuchów DNA). Nasilenie objawów NIE zależy od wielkości dawki. Skutki tego rodzaju dotyczą głównie pacjentów poddawanych rentgenodiagnostyce – prowadzą do zwiększenia ryzyka zachorowania na nowotwory złośliwe i występowania wad rozwojowych u potomstwa.

■ U młodych pacjentów ryzyko związane z działaniem promieniowania jonizującego jest większe niż u dorosłych. Ocena ryzyka jest szacunkowa. Smith-Bindman ocenia, że w porównaniu z 40-latkami ryzyko rozwoju nowotworu złośliwego indukowanego promieniowaniem jest dwukrotnie wyższe u 20-latków, a o połowę niższe u 60-latków.

Krotność wzrostu współczynników ryzyka w zależności od wieku pacjenta

• Do 10 lat – 3,0

• 10–20 lat – 2,0

• 20–30 lat – 1,5

• 30–50 lat – 0,5

• 50–80 lat – 0,3

• Powyżej 80 lat – ryzyko uznawane za nieistotne

Szacuje się, że ryzyko zachorowania na nowotwór po RTG klatki piersiowej wynosi 1:1 000 000, a po tomografii komputerowej (TK) jamy brzusznej 1:2000.

4.6.
Grupy narażenia z punktu widzenia ochrony radiologicznej

■ Graniczne wartości rocznych dawek dopuszczalnych od wszelkich źródeł innych niż tło naturalne dla poszczególnych grup podaje się w podziale na całe ciało, oczy i skórę.

TABELA 4.3.

Graniczne wartości rocznych dawek dopuszczalnych [mSv]

Grupa narażenia

Całe ciało

Oczy

Skóra

Narażenie zawodowe

20

20

500

Narażenie ogółu ludności

1

15

50

■ Narażenie przy ekspozycji w celach medycznych – przepisy krajowe i międzynarodowe kładą duży nacisk na uzasadnienie ekspozycji medycznej i klinicznej potrzeby wykonania procedury.

Osobami odpowiedzialnymi za poziom napromieniowania pacjenta są:

• lekarz kierujący na badanie lub leczenie;

• lekarz radiolog;

• technik obsługujący aparaturę.

W odniesieniu do ekspozycji medycznej NIE ISTNIEJE pojęcie DAWKI GRANICZNEJ.

4.7.
Badania rentgenowskie (fala elektromagnetyczna w zakresie promieniowania jonizującego)

Ustawa Prawo atomowe definiuje cztery rodzaje ekspozycji medycznej:

• osób poddawanych badaniom diagnostycznym, zabiegom lub leczeniu;

• osób poddawanych badaniom przesiewowym;

• osób uczestniczących w eksperymentach medycznych lub badaniach klinicznych;

• opiekunów.

■ Korzyści z diagnostyki obrazowej, zabiegów lub leczenia polegają na uzyskaniu obrazów pozwalających odpowiedzieć na pytanie zawarte w skierowaniu lub na skutecznym przeprowadzeniu danego zabiegu.

■ Korzyści z badań przesiewowych polegają na zmniejszeniu umieralności w określonej grupie społecznej z określonej przyczyny klinicznej.

Podstawowe czynniki ryzyka związane z obrazowaniem rentgenowskim

• Promieniowane jonizujące

• Donaczyniowe podanie środków kontrastujących;

• Inwazyjność techniki wykonywania procedur naczyniowych (nakłucie tętnicy, cewnikowanie układu naczyniowego)

■ Zasada ALARA powinna być stosowana do wszystkich czynników ryzyka: dawki promieniowania, dawki środka kontrastującego, inwazyjności procedury.

TABELA 4.4.

Metody obrazowania rentgenowskiego: zastosowania i dawki

Metoda

Częste zastosowania

Dawki

Zdjęcie (radiografia)

RTG klatki piersiowej, mammografia

Małe, najwyżej równe dawce do kilku dni z tła naturalnego

Prześwietlenie (fluoroskopia)

Badanie przewodu pokarmowego, radiologia zabiegowa (w tym angiografia)

Bardzo duże, czasami równe dawce kilku lub kilkunastu lat z tła naturalnego

Tomografia komputerowa

Obrazowanie warstwowe

Średnie, równe kilkudziesięciu do kilkuset zdjęciom

■ Zawartość informacyjna uzyskiwanych obrazów zależy od zastosowanej techniki i wartości ustawionych parametrów. Przykładowo na zdjęciu klatki piersiowej wykonanej techniką „miękką” (niższe wartości napięcia) dobrze widać pola płucne, a słabo tkanki miękkie i kości. Zdjęcie wykonane techniką „twardą” (wyższe wartości napięcia) uwidoczni cały kręgosłup i zróżnicuje tkanki miękkie. Dlatego, w treści skierowania, ważne jest określenie celu badania, bo od tego zależy ustawianie parametrów ekspozycji.

■ Obecnie w USA i krajach Unii Europejskiej wykonuje się ok. 800 badań radiologicznych rocznie na 1 tys. mieszkańców w populacji osób dorosłych.

■ Ryzyko choroby nowotworowej u pacjentów narażonych na ekspozycję 10–100 mSv nie jest jednoznaczne – w tej grupie znajduje się większość badań TK, szczególnie wielofazowych, badań naczyniowych związanych z zabiegami terapeutycznymi wewnątrznaczyniowymi oraz badań izotopowych, głównie kardiologicznych i PET (positron emission tomography – pozytonowa tomografia emisyjna).

Panuje przekonanie, że przy dawkach 10–100 mSv występuje nieco zwiększone ryzyko zachorowania na białaczkę lub nowotwór złośliwy.

■ Powszechnie przyjmuje się, że dawka 1000 mSv (1 Sv) wiąże się z ok. 5-procentowym wzrostem występowania nowotworów. Obciążenie pacjentów tak wysoką dawką w diagnostyce obrazowej w zasadzie nie występuje.

■ Powyższe dane przemawiają za tym, że badania za pomocą radiologii konwencjonalnej należą do względnie bezpiecznych.

■ Na najwyższą rozwagę zasługują skierowania chorego na badania, w czasie których dawka promieniowania jonizującego wynosi ok. 10 i powyżej 10 mSv (TK, niektóre badania izotopowe, PET, angiografia).

■ W USA, gdzie rocznie wykonuje się ok. 70 mln badań TK, ukazały się doniesienia, że ok. 2% nowotworów złośliwych w ciągu roku może być następstwem wykonywanych badań TK.

■ W związku z tym nie zaleca się wykonywania badań rentgenowskich, jeśli ich wynik nie będzie miał wpływu na wybór postępowania terapeutycznego. Wskazane jest natomiast upewnienie się przez lekarza prowadzącego, czy pacjent nie miał wykonanego identycznego badania niedawno, i dotarcie do jego wyniku, a także unikanie zbyt częstych badań kontrolnych, szczególnie jeśli nie są one uzasadnione przebiegiem choroby.

Szczególnej ochronie radiologicznej podlegają kobiety w okresie rozrodczym, płód oraz dzieci i młodzież.

■ Jeśli nie ma pewności, że kobieta nie jest w ciąży, badanie należy przełożyć do wyjaśnienia stanu pacjentki, chyba że dawka promieniowania jest niewielka (zdjęcie zęba, klatki piersiowej, obwodowych części kończyn) i dotyczy rejonu ciała znajdującego się powyżej pępka lub poniżej stawów kolanowych. Pozostałe badania można wykonać wyjątkowo, gdy są uzasadnione ważnymi względami medycznymi.

4.8.
Powikłania występujące w przebiegu badań angiograficznych

■ Powikłania w przebiegu badań naczyniowych występują rzadko, ale mogą niekiedy mieć poważne następstwa.

Ogólny odsetek powikłań wymagających interwencji lekarskiej wynosi 0,4–0,9, a powikłań powodujących trwałe kalectwo lub śmierć – 0,02–0,05.

■ Najczęstszy jest krwiak w miejscu nakłucia tętnicy, który zwykle cofa się samoistnie. Do powikłań miejscowych wymagających interwencji chirurgicznej zalicza się:

• krwotok;

• pourazowy tętniak rzekomy;

• przetokę tętniczo-żylną;

• infekcję.

■ Po nakłuciu tętnicy chory pozostaje, przez 8 godzin, w pozycji leżącej, pod kontrolą lekarską; co 4 godziny wskazana jest kontrola ciśnienia krwi.

■ Wprowadzenie prowadnika i cewnika do światła naczynia wiąże się z możliwością uszkodzenia ściany tętnicy (np. rozwarstwienie), zakrzepu lub oderwania blaszki miażdżycowej (potencjalny materiał zatorowy).

Przeciwwskazania do badań angiograficznych (względne)

• Wiek pacjenta (mniej niż 6 lat i powyżej 75 lat)

• Upośledzenie krzepliwości krwi

• Ciężkie nadciśnienie tętnicze;

• Cukrzyca

• Astma

• Szpiczak

• Ciężki ogólny stan pacjenta

4.9.
Reakcje uboczne po śródnaczyniowym podaniu środków kontrastujących

Zostały opisane w rozdziale 5 „Środki kontrastowe”.

4.10.
Badania izotopowe (fala elektromagnetyczna w zakresie promieniowania jonizującego)

■ Podstawowa różnica między procedurą rentgenowską a izotopową polega na tym, że z gabinetu rentgenowskiego pacjent nie wyniesie promieniowania (możliwe jest tylko napromienienie), a z gabinetu gamma kamery pacjent wychodzi jako źródło promieniowania. Izotopy ma w sobie, a czasami, gdy dojdzie do skażenia, również na sobie.

Podstawowe czynniki ryzyka związane z obrazowaniem izotopowym

• Promieniowane jonizujące (dla pacjenta)

• Donaczyniowe podanie radiofarmaceutyków

• Promieniowane jonizujące (dla otoczenia)

Najważniejsze informacje

• Człowiek narażony jest na promieniowanie jonizujące z różnych źródeł. Oprócz naturalnego promieniowania tła najpoważniejszym, dodatkowym źródłem ekspozycji jest diagnostyka medyczna.

• Skutki promieniowania na organizm zależą głównie od wielkości dawki.

• Badania za pomocą radiologii konwencjonalnej należą do względnie bezpiecznych. Ryzyko zachorowania na nowotwór po RTG klatki piersiowej wynosi 1:1 000 000, a po TK jamy brzusznej 1:2000.

• Nie zaleca się wykonywania badań rentgenowskich, jeśli ich wynik nie będzie miał wpływu na wybór postępowania terapeutycznego.

• Osobami odpowiedzialnymi za poziom napromieniowania pacjenta są: lekarz kierujący na badanie/leczenie, lekarz radiolog i technik obsługujący aparaturę.

• Szczególnej ochronie radiologicznej podlegają kobiety w okresie rozrodczym, płód oraz dzieci i młodzież.

• W okresie ponad 40 lat stosowania MR nie stwierdzono niekorzystnych oddziaływań na organizm pacjenta.

• Przeciwwskazania do badania MR: pacjenci z ferromagnetycznymi klipsami naczyniowymi, metalicznymi ciałami obcymi (w gałce ocznej) lub w okolicy narządów ważnych dla życia, rozrusznikami serca, neurostymulatorami, implantowanymi aparatami słuchowymi lub pompami do podawania leków.

• Dotychczas nie stwierdzono, aby badania USG miały szkodliwe następstwa dla organizmu człowieka dorosłego, dziecka i płodu.

• Powikłania w przebiegu badań naczyniowych występują rzadko; do powikłań miejscowych wymagających interwencji chirurgicznej zalicza się: krwotok, pourazowy tętniak rzekomy, przetokę tętniczo-żylną oraz infekcję.

• Przeciwwskazania do badań angiograficznych (względne): wiek pacjenta (mniej niż 6 lat i powyżej 75 lat), upośledzenie krzepliwości krwi, ciężkie nadciśnienie tętnicze, cukrzyca, astma, szpiczak, ciężki stan ogólny.

• Pacjent wychodzący z gabinetu gamma kamery jest źródłem promieniowania (ma w sobie izotop, a gdy dojdzie do skażenia, również na sobie).