Planul de Examinare a Unei Imagini

64
PLANUL DE EXAMINARE A UNEI imagini RADIOLOGICE Prefaţă Examinarea unei imagini radiologice trebuie să parcurgă urmatoarele etape: 1. Anamneza si examenul obiectiv efectuate de către medicul radiolog. 2. Aprecierea tehnicii de examinare: a. Identificarea regiunii examinate b. Poziţionarea filmului pe negatoscop, pentru citire c. Recunoaşterea poziţiei şi a proiecţiei d. Aprecierea corectitudinii pregătirii bolnavului, poziţia pe masa de examinare, proprietaţile fotografice ale filmului 3. Examinarea imaginii cuprinde: a. Inspecţia regiunii �n ansamblu b. Examinarea amanunţită a fiecărui element normal sau patologic de pe radiografie după urmatoarele criterii: Natura (opacitate, transparenţa, imagine mixtă, imagine cu plus de SDC, imagine cu minus de SDC) Sediul Număr Forma Dimensiuni Contur Structura

Transcript of Planul de Examinare a Unei Imagini

Page 1: Planul de Examinare a Unei Imagini

 

PLANUL DE EXAMINARE A UNEI imagini RADIOLOGICE                                Prefaţă

 

Examinarea unei imagini radiologice trebuie să parcurgă urmatoarele etape:

1. Anamneza si examenul obiectiv efectuate de către medicul radiolog.2. Aprecierea tehnicii de examinare:

a. Identificarea regiunii examinateb. Poziţionarea filmului pe negatoscop, pentru citirec. Recunoaşterea poziţiei şi a proiecţieid. Aprecierea corectitudinii pregătirii bolnavului, poziţia pe masa de

examinare, proprietaţile fotografice ale filmului3. Examinarea  imaginii cuprinde:

a. Inspecţia regiunii n ansamblu�b. Examinarea amanunţită a fiecărui element normal sau patologic de

pe radiografie după urmatoarele criterii:

�        Natura (opacitate, transparenţa, imagine mixtă, imagine cu plus de SDC, imagine cu minus de SDC)

�        Sediul

�        Număr

�        Forma

�        Dimensiuni

�        Contur

�        Structura

�        Intensitate

�        Raportul cu elementele anatomice de vecinătate

�        Aspecte particulare ale leziunii

4. Diagnosticul radiologic. Diagnostic diferenţial şi diagnostic pozitiv.

 

Page 2: Planul de Examinare a Unei Imagini

�ntocmirea buletinului radiologic

Buletinul radiologic este un act medico-legal, de aceea trebuie să ne asigurăm că datele pe care le conţine sunt corecte şi concise.

Radiografia are menirea confirmării unei suspiciuni clinice. De aceea este importantă coroborarea datelor clinice cu semnele radiologice găsite.

Avantajele unui buletin radiologic corect şi complet sunt:

-         oferă un termen de comparaţie cu rezultate anterioare sau viitoare

-         asigură o bază de date �n cazul pierderii filmelor

-         este o modalitate de a influenţa actul terapeutic

Din păcate forma şi terminologia utilizate nu sunt standardizate, ele variind ca stil şi �ntindere.

Buletinul radiologic trebuie să cuprindă:

-         antetul cu informaţiile preliminare

o       denumirea şi adresa unităţii care efectuează examinarea

o       data la care s-a facut examinarea

o       date personale ale pacientului (nume, v�rsta, sex)

o       număr de �nregistrare

o       informaţii tehnice: regiunea examinată, incidentele realizate

-         scurtă anamneză şi date clinice

-         modificari radiologice constate şi descrierea lor

-         concluzii

-         eventuale recomandari

-         semnatura şi parafa radiologului

Surse de eroare �n interpretarea radiografiei şi formularea rezultatului.

Pot fi grupate in patru categorii:

Page 3: Planul de Examinare a Unei Imagini

a. Tehnica inadecvată �n realizarea şi prelucrarea radiografieib. Tehnica inadecvată n�  examinarea radiografieic. Erori de interpretare a semnelor radiologiced. Erori n�  formularea diagnosticului

 

a. Tehnica inadecvata n�  realizarea şi prelucrarea filmelor se datorează:Aparaturii nvechite�Utilizării de filme deteriorate sau necorespunzătoareErorilor de reglare a aparatelorPoziţionarii incorecte şi diafragmării necorespunzatoareErorilor de expunerePrelucrării rapide şi incorecte a filmelor �n camera obscură

b. Tehnica inadecvata in examinarea radiografiilor prin :Utilizarea unui negatoscop cu luminozitate nepotrivităLipsa de concentrare, oboseala examinatorului sau timp de examinare prea scurt

c. Erori de interpretare prin:cunoştinţe si experienţă insuficienteignorarea efectelor optice, a datelor clinice şi lipsa colaborarii cu clinicianulprezenţa concomitentă a mai multor afecţiuni, dintre care unele sunt subestimate, iar altele supraevaluateignorarea datelor clinicenecunoaşterea tuturor semnelor radiologice ale boliilipsa de preocupare pentru susţinerea diagnosticului prin alte incidenţe sau alte tehnici de examinareteama de a formula un diagnostic certpreluarea fără argumente radiologice suficiente a unui diagnostic clinic.

d. Erori in formularea diagnosticului prin :Utlizarea de termeni inadecvaţi, eronaţi, formulări vagi, impreciseInterpretarea eronată a semnelor radiologice decelate.

 

    SUBSTANŢE DE CONTRAST (SDC)                                                              Prefaţă

Structurile corpului uman care au densităţi apropiate nu pot fi diferenţiate �ntre ele. Pentru a fi vizualizate se folosesc computer-tomografia, ecografia sau se folosesc SDC.

SDC utilizate sunt cu:

Contrast negative, care apar transparente (negre) pe radiografie aerul�Contrast pozitiv, care apar opace (albe) pe radiografie substanţe pe bază de�

Page 4: Planul de Examinare a Unei Imagini

iod solubile; sulfatul de bariu insolubilDublu contrast: asociere ntre bariu şi aer pentru examinarea mucoasei �tractului digestiv.

 

1. Substanţe cu contrast negativ

Aerul este folosit �n examinarea articulaţiilor � pneumoartrografie. Odată cu apariţia CT şi IRM examinările precum retropneumoperitoneul, pneumomediastinul, ventriculografia, etc., au doar un interes istoric.

2. Substanţe cu contrast pozitiva. Substanţe baritate:

-         sulfatul de bariu este o sare insolubilă

-         nu este degradată �n mediile cu pH diferit ale tubului digestiv

-         nu se resoarbe

-         este substanţa de contrast de elecţie �n examinarea organelor cavitare abdominale.

b. Substanţe iodate

Sunt cele mai folosite SDC. Sunt hidrosolubile, ionice sau nonionice şi au eliminare elective urinară.  Substanţele cu eliminare biliară nu se mai folosesc astăzi.  Examinarea căilor biliare se face ecografic.

     Substante de contrast cu eliminare urinara

Sunt ionice sau nonionice.

1. SDC ionicea. Monomeri ionici

Sunt derivaţi triiodaţi ai sărurilor acidului benzoic. Produsul cel mai cunoscut este Odiston 75%.

b. Dimeri ionici

-         conţin două nuclee benzenice, deci 6 atomi de iod

-         cationul, ca şi �n cazul monomerilor este sodiul sau meglumina

Page 5: Planul de Examinare a Unei Imagini

-         produsul cel mai cunoscut este Hexabrix.

2. SDC nonionicea. Monomeri nonionici

In anul 1968, radiologul T. Almen a propus folosirea uno produsi nonionici cu o osmolaritate mult mai redusă.

Compuşii nonionici sunt formaţi dintr-un nucleu aromatic ce conţin trei atomi de iod, un grup de cuplare si un grup polihidroxilic.

Prin �nlocuirea grupului carboxyl COO- a scăzut neurotoxicitatea, iar prin adaugarea grupului hidroxil OH s-a redus chemotoxicitatea. Evitarea folosirii cationilor prin includerea unui număr suficient de grupări hidroxil a crescut solubilitatea �n apă. Cele mai utilizate substanţe sunt Ultravist,  Omnipaque,  Iopamiro.

b. Dimeri nonionici

Continuă sinteza unor noi produşi nonionici, reuşindu-se producerea unor substanţe izoosmolare cu un raport 6. Deocamdată, aceştia sunt folosiţi sistematic doar in mielografii.

Reacţii sistemice acute neprevăzute

Administrarea i.v. a subtanţelor de contrast produce reacţii cu intensităţi diferite din partea organismului. Uneori reacţiile chimice produse n organism nu dau� simptomatologie clinică, dar alterori simptomatologia este foarte importantă, chiar dramatică, put nd apărea, foarte rar, chiar decesul.�

Reacţiile minore apar mult mai frecvent dec t cele majore. Odată cu� introducerea n practica clinică a substanţelor de contrast nonionice� hipoosmolare, numărul cazurilor de deces a scăzut foarte mult. SDC ionice dau reacţii minore n 10% din cazuri, iar decesul apare la 1:50.000 1:100.000 de� � cazuri.

Simptomatologia aparută după injectarea SDC este asemănătoare cu cea nt lnită n reacţiile alergice de tip I. S-a constatat că această� � �

simptomatologie nu este dată de o adevărată reacţie antigen-anticorp şi este denumită pseudoalergică sau alergoida atunci c nd există simptome minore şi� pseudoanafilactică sau anafilactoida atunci c nd există reacţii importante.�

Reacţiile sunt:

-         minore, care nu necesită tratament

Page 6: Planul de Examinare a Unei Imagini

-         moderate, care impun tratament, dar nu şi terapie intensivă

-         severe, care pun n pericol viaţa şi necesită terapie intensivă.�

a. Reacţii minore

Reacţii minore ca: greţuri, gustul metalic, senzaţii de căldură, roşeata feţei, urticarie, erupţii cutanate, strănut, cefalee, ameţeli apar la aproximativ 10% din pacienţi. Aceste simptome dispar după oprirea injectării şi de regulă nu mai apar la continuarea sa. Ele nu necesită alt tratament n afara opririi injectării timp de� aproximativ 20-30 secunde.

b. Reacţii moderate

Reactiile moderate necesită tratament, dar nu necesită terapie intensivă. Reacţiile moderate pot fi de tip alergic (alergoid) sau de tip anafilactic (anafilactoid).

Reacţiile de tip alergoid sunt: urticarie, edem facial, spasme laringiene, stridor inspirator, spasme bronşice, erupţii cutanate, strănuturi repetate, lăcrimare. n� cazurile mai grave apar: diaree, dureri abdominale, vărsături, cefalee.

Tratamentul se face prin:

-         administrare de oxigen

-         administrare de adrenalină (epinefrina) 0,5 mg soluţie 1 mg/ml subcutanat

-      administrare de antihistaminice: inhibitori de H1 (difenilhidramina) sau inhibitori de H2 (cimetidina).

Reacţii de tip anafilactic sunt: hipotensiunea arterială, tahicardie, paloare, care de regulă se adaugă peste cele de tip alergoid. Se aplică acelaşi tratament.

c. Reacţii severe (grave)

Aceste reacţii cuprind semnele şi simptomele şocului anafilactic. Apar simptome cardio-vasculare, respiratorii, neurologice. Tratamentul este cel specific şocului anafilactic.

Profilaxia accidentelor severe se face n primul r nd prin identificarea� � pacienţilor cu risc: alergici, taraţi, cu boli cardio-vasculare, diabet zaharat şi căutarea unor alternative la diagnosticul imagistic cu SDC. Atunci c nd este� posibil se vor folosi SDC nonionice hipoosmolare. Daca intervenţia este necesară şi nu poate fi nlocuită, se va administra o premedicaţie ce constă din:�

Page 7: Planul de Examinare a Unei Imagini

-         Prednison 50 mg (10 tb) per os, n două prize cu 12 şi respectiv 2 ore� naintea administrării SDC�

-         Antihistaminice (Romergan), 1 f cu o ora naintea examinării.�

S-a remarcat o scădere a frecvenţei reacţiilor adverse şi o reducere a intensităţii lor, n cazul n care apar, dupa administrarea de Cortizon.� �

 

RADIOSCOPIA                                                                                                    Prefaţă

 

Cu toate că ponderea radioscopiei n diagnosticul radiologic a scăzut� semnificativ, acest tip de examen continuă să fie utilizat n investigarea� afecţiunilor pulmonare şi gastro-intestinale.

Părţile componente ale unui sistem radioscopic modern sunt:

generatorul de radiaţii X intensificatorul de imaginesistemul de recepţie a semnalului, care poate fi ecranul, fie un sistem electronic.

n radioscopie imaginea poate fi vizualizată prin următoarele procedee:�

1. direct pe ecran2. prin utilizarea unui amplificator de imagine, care are la bază efectul

fotoelectric.

Avantajele utilizării electronilor n formarea imaginii sunt�

Electronii pot fi deviaţi de c mpurile electrice, ceea ce permite focalizarea şi� creşterea semnificativă a energiei.Dozele de radiaţii primite de pacient sunt mult diminuate comparativ cu radioscopia clasică.

Intensificatorul de imagine are rolul de a transforma energia produsă la impactul radiaţiilor X- cu ecranul care conţine o substanţă luminiscentă (ZnS argintată)-

n energie a fasciculului de electroni emişi. Această transformare se face prin� contactul ecranului cu un catod. Electronii emişi prin efect fotoelectric sunt acceleraţi de o diferenţă de potenţial spre anod. Aplicarea unui potenţial electric negativ incintei metalice n care se deplasează electronii determină focalizarea� fasciculului. Electronii reconstituie imaginea, care este identică cu cea produsă

Page 8: Planul de Examinare a Unei Imagini

de radiaţiile X, dar are avantajul unei luminozităţi semnificativ mai mari. Imaginea finală este vizualizată pe monitor.

Caracteristicile amplificatorului de imagine şi ale lanţului de televiziune sunt:

-         randamentul amplificatorului, definit prin raportul dintre semnalul de ieşire (evaluat prin intensitatea luminoasă) şi semnalul de intrare, caracteristic radiaţiilor X, măsurat prin valoarea corespunzatoare a debitului dozei. Randamentul se masoară n Candela/Gy/s (Cd/Gy/s).� Randamentul amplificatorului este determinat n principal de raportul� semnal/zgomot produs ca urmare a caracterului discontinuu (cuantic) al fluxului de radiaţii X.

-         remanenţa, exprimată prin intervalul de timp dintre impactul radiaţiilor X cu intensificatorul de imagine şi emisia de lumină

-         zgomotul este rezultatul naturii stocastice a proceselor care apar n� radioscopie. Cele mai importante surse de zgomot sunt absorbţia aleatoare a cuantelor de radiaţii X n ecran şi zgomotul electronic produs�

n circuitul de amplificare al sistemului TV�

-         puterea separatoare, definită prin inversul limitei de separaţie. Limita de separaţie reprezintă distanţa minimă dintre două puncte care apar distinct

n imagini finale. Cu c t limita de separaţie este mai mica puterea� � separatoare este mai bună.

-         contrastul.

Calitatea imaginii radioscopice depinde de: sensibilitatea sistemului de recepţionare a acesteia, determinată pe de o parte de amplificatorul de imagine şi pe de altă parte de lanţul TV. Evaluarea activităţii se face prin utilizarea unor teste destinate asigurării unor condiţii optime de vizualizare a imaginii.

 

RADIOGRAFIA DIGITALA                                                                                    Prefaţă

 Receptorii digitali asigură transformarea datelor analoge n informaţii digitale.� Părţile componente ale receptorilor digitali utilizaţi n radiodiagnostic sunt:� detectorul de scintilaţie; sistemul de conversie a energiei luminoase n energie� electrică şi calculatorul.

Detectorul de scintilaţie se bazează pe proprietatea unor substanţe de a emite lumină la impactul cu radiaţiile alfa, beta, gama sau X; el este plasat n contact cu imaginea obţinută dupa ce radiaţiile X au traversat�

Page 9: Planul de Examinare a Unei Imagini

organismul. La impactul radiaţiilor X cu scintilatorul, acesta emite semnale luminoase plasate n domeniul vizibil.�

Convertorul energiei luminoase n energie a curentului electric� , care se bazează pe efectul fotoelectric. Radiaţiile luminoase aplicate catodului unei celule fotoelectice determină emisia fotoelectronilor care sunt colectaţi la anod, gener nd microcurenţi de diferite intensităţi.� Acest sistem transformă sistemul analog de date (semnalul luminos)

n informaţii digitale (curentul electric).�Calculatorul, care prelucrează imaginea digitală, şi o transformă n�

semnal video-TV.

Page 10: Planul de Examinare a Unei Imagini

    

Receptorii digitali sunt utilizaţi at t n radioscopie c t şi n radiografie.� � � �

Comparaţie ntre imaginile digitale şi analoge�

Elementul de bază al imaginii digitale este pixelul o suprafaţă pătrată cu o� nuanţă de gri corespunzatoare densităţilor pe care le reprezintă. Imaginea radiologică este formată dintr-un număr de pixeli. Creşterea numărului de pixeli/imagine determină mărirea rezoluţiei imaginii. Pentru ca imaginile obţinute pe filmele cu dimensiuni 18/24 cm să aibă o rezoluţie bună este necesar ca numărul corespunzător de pixeli să fie de 3600x4800.

Imaginea digitală are urmatoarele avantaje:

permite o mai bună vizualizare a zonelor cu densităţi mici; chiar dacă rezoluţia geometrică este mai redusă faţă de radiografia clasică, rezoluţia de densitate este mult mai mică;

oferă posibilitatea unei prelucrări ulterioare a imaginii.

Page 11: Planul de Examinare a Unei Imagini

 

COMPUTER-TOMOGRAFIA                                                                                Prefaţă

Computer-tomografia (CT) face parte din explorările imagistice secţionale, fiind o metodă relativ recentă rezultată din combinarea utilizării razelor X şi a computerului. CT se bazează pe două principii:

măsurarea atenuarii unui fascicul de raze X ce traversează un corp şi calculul coeficientului său de atenuare, deci a densităţii sale radiologice

reconstrucţia imaginii unui obiect plec nd de la proiecţiile sale diferite,� practic realiz nd o reproducere bidimensională a realităţii� tridimensionale.

Imaginea CT reprezintă etalarea anatomică a unei secţiuni axiale a corpului uman de o grosime prestabilită, prin măsurători ale absorbţiei razelor X făcute din diverse unghiuri n jurul corpului uman.�

Planul de secţiune este pentru majoritatea structurilor investigate, cel transversal sau axial, pentru fiecare secţiune tubul de raze X se roteşte n jurul bolnavului,� av nd pe partea opusă detectorii al căror rol este de a recepta energia fotonică� ce a traversat corpul uman şi de a o transforma n energie luminoasă, pe care� ulterior o fotodiodă o transformă n semnale electrice. Aceste semnale sunt� apoi digitalizate şi transmise unui procesor de imagini, ce reconstruieşte imaginea pe baza unui număr mare de măsurători, doza de iradiere fiind apreciabilă. n timpul scanării sunt obţinute diferite profile de atenuare sau� proiecţii. Profilele de atenuare sunt o colectare a datelor obţinute de la canalele de detectori la o poziţie unghiulară dată a unităţii tub-detector.

CT-urile moderne au aproximativ 1.400 de proiecţii la 360o sau aproximativ 4 proiecţii pe grad. Fiecare profil de atenuare cuprinde datele obţinute de la

Page 12: Planul de Examinare a Unei Imagini

aproximativ 1.500 de canale de detectori, aproximativ 30 de canale pe grad n� cazul deschiderii de 50 o  a fasciculului de radiaţii.

Schema de ansamblu a unei unităţi CT cuprinde:

sistemul de achiziţie a datelor,sistemul de procesare a datelor,sistemul de vizualizare şi stocare a datelor,sistemul de comandă a ansamblului.

Sistemul de achiziţie a datelor cuprinde tubul de radiaţii X, detectorii şi o serie de elemente electronice asociate, toate montate ntr-un cadru denumit� GANTRY.

Aceste componente au cunoscut schimbări considerabile de-a lungul timpului. Tuburile sunt de capacitate medie şi nu diferă principial de cele clasice. Detectorii pot fi solizi, gazoşi sau semiconductori.

Detectorii gazoşi constau din camere de ionizare n care circulă Xenon sub� presiune (nu mai mult de 25 atmosfere). Aceste camere (mai mult de 700) sunt confecţionate simultan n cursul fabricaţiei, iar Xenonul circulă liber, presiunea� lui fiind constantă. Peretele camăruţelor este confecţionat din plăcuţe de Tugnsten subţire, care servesc ca electrozi, reduc nd radiaţiile difuzate şi� ajung nd la colimarea fasciculului.�

Detectorii solizi sunt confecţionaţi din iodură de cesiu şi tungstat de cadmiu marcaţi cu un senzor de silicon care va permite detectorilor să aibă o deschidere

Page 13: Planul de Examinare a Unei Imagini

mică şi să fie bine mpachetaţi. Avem aproximativ 600-1.200 de detectori� amplasaţi pe un segment de cerc denumit banană de detectori n cazul� � � � aparatelor de generaţia a 3-a.

Diferenţa dintre detectorii solizi şi cei gazoşi constă n:�

gradul de conversie a energiei (100% n cazul detectorilor solizi şi doar� 60-80% n cazul detectorilor gazoşi);�

ionizarea remanentă (puternica n cazul detectorilor solizi şi absenţa n� � cazul detectorilor gazoşi).

Componentele sistemului de achiziţie au cunoscut schimbări spectaculare de-a lungul timpului:

prima generaţie folosea un singur tub şi un singur detector, efectu nd� mişcări de rotaţie şi translaţie n jurul corpului. Dezavantajul major al� acestei instalaţii era timpul lung de scanare;

generaţia a 2-a folosea de asemenea mişcarea de rotaţie şi translaţie, dar erau folosiţi mai mulţi detectori, iar fasciculul era sub formă de evantai;

generaţia a 3-a a permis renunţarea la mişcarea de translaţie, tubul şi detectorul efectu nd numai mişcare de rotaţie, iar unghiul de� divergenţă era deschis n aşa fel ca să cuprindă ntreg corpul.� � Rotaţia detectorilor concomitent cu tubul a permis o mai bună colimare a detectorilor, reducerea radiaţiilor difuzate şi a zgomotului de imagine şi n consecinţă o ameliorare considerabilă a calităţii imaginii;�

generaţia a 4-a are n general aceleaşi principii ca şi generaţia a 3-a, dar� detectorii sunt ficşi, dispuşi circular, pe 360 o  n timp ce tubul se roteşte�

n jurul corpului. Colimarea str mtă a detectorilor limitează numărul� � de proiecţii. Pentru a compensa aceasta, detectorii trebuie colimaţi larg, ceea ce duce la creşterea radiaţiei difuzate şi a zgomotului de imagine şi n consecinţă o diminuare a rezoluţiei de densitate.�

Aceste patru generatii de CT constituie CT clasică sau convenţională, n care� grosimea secţiunii şi distanţa dintre ele sunt prestabilite. Pauza scurtă dintre secţiune, rezervată mişcării mesei pentru secţiunea următoare, permite de asemenea reluarea respiraţiei şi evitarea n acest fel a artefactelor de mişcare.�

Datele colectate de la fiecare secţiune sunt stocate separat.

CT-spirală, sau volumetrică � presupune mişcarea continuă a mesei şi rotirea continuă a tubului n timp ce pacientul avansează n Gantry. Raportul dintre� � viteza mesei/rotaţie (nu per secunda) şi grosimea secţiunii este cunoscut sub denumirea de PITCH.

Reconstrucţia imaginii este facută dintr-un singur set de date la grosimea şi intervalul dorit.

Page 14: Planul de Examinare a Unei Imagini

Reconstrucţie 3D - tomografie computerizată spirală

Avantajele CT-spirală sunt:

reducerea timpului de explorare (un examen de abdomen este efectuat numai n 1-2 minute, fiind necesare 2-3 spire, fiecare de aproximativ� 25-30 secunde);

nu depinde de respiraţia şi inconstanţa mişcărilor respiratorii;ameliorarea detectabilităţii leziunilor n special a celor mici;�reducerea cantităţii de SDC utilizată şi n consecinţa a costului examinării;�posibilitatea reformatării rapide n planuri multiple sau a reconstruirii;�reducerea dozei de iradiere a bolnavului.

Sistemul de procesare a datelor. Semnalele electrice rezultate n urma� conversiei energiei luminoase a detectorilor de catre fotodioda sunt numerizate (matematizate) şi stocate pe o matrice de reconstrucţie, iar apoi comparate cu matricea implementată n aparat. Fiecărui pătrăţel al matricei i corespunde o� � unitate de densitate exprimată printr-o nuanţă de gri. Matricea iniţială avea 80/80 de pătrăţele, iar astăzi aparatele moderne au 2048/2048 sau 4096/4096 de unităţi de densitate. Cu c t aceste unităţi de densitate sunt mai mici cu at t� � imaginea va fi mai bună. Unitatea de volum constituentă a imaginii este denumită VOXEL, iar corespondentul bidimensional al voxelului PIXEL. Pixelul reprezintă, prin urmare, suma valorilor dintr-un voxel şi este cea mai mică unitate constituentă a imaginii.

Unitatea de măsură a densităţii este denumita Unitate Hounsfield (UH) şi� � este definită ca şi a 1/1000 din diferenţa de densitate dintre apă şi aer sau 1/1000 din diferenţa de densitate dintre aer şi compacta osoasă.

Grila de densităţi este arbitrară, densitatea aerului fiind considerată -1000, a apei 0, iar densitatea osoasă +1000 (sau mai mult n funcţie de performanţele� aparatului).

Vizualizarea datelor şi comanda ansamblului

Imaginea obţinută după reconstrucţie este prezentată pe monitorul din ncăperea n care se găseşte consola.� �

Page 15: Planul de Examinare a Unei Imagini

Operatorul are posibilitatea prelucrării imaginii şi ameliorării datelor unei imagini deja achiziţionată, dar are la ndem nă şi o serie de elemente operaţionale pe� � care le selectează naintea scanării şi de care va depinde n mare măsura� � calitatea imaginii:

voltajul este proporţional cu volumul scanat (cu c t este mai mare cu� � atat penetrabilitatea este mai mare, iar valorile densitometrice mai corecte);

miliamperajul trebuie să fie optim, un miliamperaj prea mic duc nd la� � artefacte de fotopenie;

colimarea este folosită n funcţie de scop, secţiunile fine vor avea un� � zgomot foarte ridicat şi trebuiesc efectuate cu KV ridicat, ceea ce duce la creşterea iradierii bolnavului şi uzura tubului;

pasul sau incrementul este distanţa cu care se deplasează masa pe� care este aşezat bolnavul, fiind de regulă egală cu grosimea secţiunii. Este un parametru tehnic foarte important care determină n mare� masură calitatea examinării, dar şi durata ei. Leziunile mici trebuiesc examinate cu secţiuni fine, cele mari cu secţiuni groase, evetual discontinue. Calitatea unei imagini reformatate sau reconstruite va fi cu at t mai buna cu c t secţiunile sunt mai fine;� �

zoomul (mărirea imaginii) poate fi prospectiv sau retrospectiv, ultimul� obţin ndu-se prin mărirea imaginii după achiziţie, lucru care scade� considerabil calitatea imaginii.

Stocarea imaginilor obţinute poate fi făcută pe discul computerului, pe disc optic, CD, etc. Imaginea stocată poate fi revăzută ulterior şi eventual nregistrată pe� film radiografic ori fotografic.

Densitatea ţesuturilor/fereastra

Densitatea unei structuri este reprezentată prin nuanţe de gri şi depinde  de cantitatea de radiaţii atenuate. Structurile cu o densitate mare produc o atenuare

Page 16: Planul de Examinare a Unei Imagini

importantă a radiaţiilor, iar pe ecran apar n nuanţe de culoare gri deschis spre� alb, av nd un număr CT mare. Cele cu densitate mică: grăsimea, bila, urina,� sunt reprezentate pe ecran de nuanţe gri nchis spre negru şi au valori de� atenuare mici sau negative.

Imaginea poate fi mbunătăţită pe ecran prin modificarea numărului de trepte� de gri (lărgimea ferestrei) sau prin nivelul la care fereastra este setată (nivelul ferestrei).

Nivelul ferestrei reprezintă densitatea medie a structurilor din aria scanata şi trebuie aleasă pentru a fi c t mai aproape de densitatea medie a ţesutului� examinat.

Lărgimea ferestrei reprezintă diferenţa dintre densitatea cea mai mică şi cea mare de pe imagine. Lărgimea ferestrei trebuie să fie cu at t mai mare cu c t� � diferenţa de densitate dintre structurile studiate va fi mai mare şi mai str mtă� pentru structurile cu diferenţe mici de densitate. O fereastră str mtă av nd� � contrastul cel mai ridicat va acoperi numai o porţiune redusă din grila de densităţi.

n general nivelul de densitate pentru majoritatea structurilor din organism se� situează ntre +10 şi +90 UH. Structurile cu conţinut aeric şi lipomatos au valori� negative. Astfel, un lipom are valoare de atenuare de -50 UH. Administrarea SDC modifică semnificativ densitatea ţesuturilor a caror valoare creşte cu 40-60 UH.

Pentru ţesuturile moi nivelul ferestrei va fi n jur de 50 UH, iar lărgimea ei la� aproximativ 350.

Pentru torace se va utiliza o fereastra de ţesuturi moi care va permite studiul structurilor mediastinale şi o fereastră de parenchim cu nivel la aproximativ -500 şi lărgimea la aproximativ +2000.

Studiul craniului va necesita de asemenea o fereastră de parenchim cu nivel la aproximativ +35 UH şi lărgimea la aproximativ +80 şi o fereastră osoasă pentru studiul calotei şi a bazei craniului nivel la aproximativ +500 şi lărgime la aproximativ +1500 (  imagini_ct )

Diferenţierea ntre tubular şi nodular pe imaginea CT�

Diferenţierea ntre tubular şi nodular pe imaginea CT este esenţială dar poate fi� extrem de dificilă n condiţiile n care densitatea acelor structuri este� � apropiată. Urmărirea secvenţială a secţiunilor proximal şi distal de secţiunea n� studiu poate ajuta la elucidarea  aspectului ca şi folosirea contrastului i.v.. De regulă imaginile nodulare sunt vizibile doar pe una sau două secţiuni, n timp ce� un vas sau o masa musculară poate fi urmărită pe mai multe secţiuni.

Page 17: Planul de Examinare a Unei Imagini

Administrarea SDC

Diferenţierea structurilor normale de cele patologice sau chiar a celor normale ntre ele este adesea foarte dificilă datorită valorilor de atenuare apropiate ale�

acestora. Pentru ca o structură să fie percepută separat este necesar ca ntre� ea şi structurile adiacente să existe o diferenţă de densitate de 4-6 UH.

Administrarea SDC conduce la creşteri cu 40-60 UH a densităţii, accentu nd� diferenţele de densitate ntre ţesuturi şi permiţ nd individualizarea lor.� �

Structurile din jur determină n mod substanţial calitatea şi aspectul imaginii. Un� hematom cerebral va apărea hiperdens datorită faptului că masa cerebrală are valori de densitate inferioare s ngelui proaspăt, pe c nd un hematom hepatic� � va apărea hipodens, parenchimul hepatic av nd valori densitometrice� superioare s ngelui.�

Administrarea SDC poate fi făcuta pe diferite căi (i.v., oral, endorectal, endovaginal, etc).

Indicaţiile administrării SDC sunt:

precizarea vascularizaţiei masei tumorale;diferenţierea ntre o masă tumorală şi o malformaţie vasculară;�identificarea structurilor tubului digestiv;diferenţierea elementelor hilului hepatic ori pulmonar;evaluarea tractului urinar;detectarea leziunilor focale (hepatice, pancreatice, cerebrale, etc) şi

precizarea naturii lor;identificarea pachetului vascular, raporturilor sale cu masa tumorală.

Tehnica administrării SDC este aleasă de examinator. Pentru contrastul i.v. poate fi n bolus (cantitate mare n timp scurt). Pentru celelalte căi de� � administrare tehnica trebuie adaptată scopului urmărit.

Metodologia examinării trebuie să ţină cont şi de comportamentul particular al unor structuri la administrarea contrastului. n investigarea etajului abdominal� superior trebuie să se ţină cont că pancreasul se ncarcă şi se spală� � �

naintea splinei şi a ficatului şi ca atare scanarea va ncepe cu el.� �

Artefactele

Prezenţa artefactelor ngreunează interpretarea imaginilor, iar cunoaşterea lor� prezintă importanţă deosebită at t pentru evitarea sau diminuarea lor c t şi� � pentru evitarea falselor interpretări.

Există n principal două tipuri de artefacte:�

Page 18: Planul de Examinare a Unei Imagini

1. Artefacte inerente (rezultate n principal din prelucrarea datelor)�a. Alinierea greşită a detectorilor cu raze Xb. Inomogenităţi n emisia fasciculului�c. Erori de măsurared. Artefacte de coastăe. Artefacte de fosă posterioară stripe artefacte� �

2. Artefacte de malfuncţie (de aparat şi utilizator):a. Ring artefact (eroare de detectori)b. Artefacte de mişcare (pot fi diminuate prin sedarea pacientului,

reducerea timpului de scanare şi coordonarea respiraţiei)c. Efectul de volum parţial este artefactul cel mai frecvent nt lnit.� �

Este datorat folosirii unei secţiuni prea groase faţă de dimensiunile structurii de interes.

Operatorul determină grosimea secţiunii n funcţie de regiunea explorată.� Pentru torace şi abdomen se folosesc secţiuni de 8 sau 10 mm, n timp ce baza� craniului, fosa posterioară sau coloana trebuiesc examinate cu secţiuni mai fine, 2-5 mm. O structură poate fi inclusă n grosimea unei secţiuni n ntregime� � � sau numai parţial. Valoarea densitometrică a voxelului depinde de media atenuării tuturor structurilor din interiorul ei. Dacă o structură are imagini nete pe o secţiune, ea va aparea bine definită (cazul aortei sau cavei abdominale). Efectul de volum parţial survine atunci c nd structura nu ocupă n ntregime� � � grosimea unei secţiuni de exemplu c nd structura include o parte a corpului� � vertebral şi o parte a discului adiacent, definirea leziunii va fi slabă. Aceasta se

ntamplă şi n cazul organelor care se subţiază n cadrul unei secţiuni� � � � � precum polul renal sau vezica biliară.

Pregătirea examinarii presupune informarea pacientului despre metodologia examinării, posibile reacţii la substanţele de contrast şi efectul nociv al examinării dar şi a medicului asupra unor date menite să prevină eventualele accidente sau să ajute la interpretare precum:

existenţa unor episoade alergice anterioare la substanţa de contrast iodate sau a unor boli alergizante;

funcţia renală (nivelul crescut al creatininei contraindică explorarea cu contrast, iar la pacienţii care urmează dializă pentru insuficienţa renală cronică explorarea CT cu contrast va preceda cu cel mult 24 sau 48 ore dializa);

funcţia tiroidei (administrarea contrastului la hipertiroidieni poate cauza crize tireotoxice, iar la cei care urmează tratament cu iod radioactiv ineficientizează tratamentul prin blocarea tiroidei);

nivelul glicemiei (se impun precauţii n administrarea contrastului la� diabetici);

investigaţiile CT sau prin alte metode imagistice anterioare pot ajuta la elaborarea diagnosticului sau prin comparaţie la precizarea gradului de răspuns ori evoluţie a bolii;

Page 19: Planul de Examinare a Unei Imagini

prezenţa substanţei baritate n tubul digestiv de la o explorare anterioară� impun am narea examenului CT cu 2-3 zile;�

prezenţa unor obiecte metalice n regiunea examinată precum cercei ori� proteze dentare pot artefacta imaginea şi se impune ndepărtarea lor.�

 

 ECOGRAFIA                                                                                            Prefaţă

 

Ultrasunetele (US) sunt o formă de energie mecanică ce se propagă sub forma unor unde de frecvenţă superioară limitei de percepţie a urechii umane. Omul percepe sunete cu frecvenţa cuprinsă ntre 16 şi 20.000 Hz. Sunetele cu� frecvenţa peste limita de audibilitate umană (20 MHz) se numesc ultrasunete, iar cele cu frecvenţă sub aceasta, infrasunete.

Dacă o particulă dintr-un mediu elastic execută o mişcare nainte şi napoi� � faţă de poziţia de echilibru numită oscilaţie mecanică, are lor o transformare a energiei n mediul care o nconjoară. Acest tip de mişcare a particulei se� � numeşte vibratorie. Particula care oscilează interacţionează cu cele vecine şi astfel unda se propagă din aproape n aproape. Regiunea din spaţiu n care� � se află unde ultrasonice sau altfel spus c mpul de US este reprezentat de� oscilaţii ciclice n spaţiu şi timp.�

Mişcarea particulelor n jurul poziţiei de echilibru se repetă la anumite intervale� de timp.

Perioada (T) este timpul necesar unei particule pentru descrierea unei oscilaţii complete si se exprima in secunde.

Frecvenţa (f) este numărul de oscilaţii efectuate n unitatea de timp (secundă).� Unitatea de frecvenţă este Hertz (Hz). O frecvenţă de 1 Hz este o oscilaţie/secundă:

f=1/T

Amplitudinea oscilaţiei este valoarea absolută a distanţei maxime parcurse de particulă n jurul poziţiei de echilibru.�

Lungimea de undă este distanţa dintre două maxime sau dintre două puncte succesive aflate n aceeaşi fază.�

Viteza ultrasunetelor exprimă distanţa parcursă de US n unitatea de timp. Se� măsoara n m/s.�

Page 20: Planul de Examinare a Unei Imagini

Energia acustică. Unda de ultrasunete transportă şi cedează o parte din energie mediului străbătut determin nd oscilaţii ale particulelor. Se măsoara n Jouli� � (J).

Intensitatea US este cantitatea de energie care străbate unitatea de suprafaţă n unitatea de timp. Se exprimă n W/cm� � 2. Intensitatea US scade proporţional

cu distanţa parcursă, atenuarea acustică fiind cu at t mai mare cu c t� � frecvenţa este mai ridicată. Deci pe măsură ce creşte frecvenţa scade ad ncimea de penetrare. Profunzimea de pentrare a US este limitată de� scăderea intensităţii odată cu parcurgerea unei distanţe.

Impedanţa acustică exprimă rezistenţa la trecerea undelor fiind produsul dintre densitatea mediului şi viteza US. Impedanţa acustică este deci o constantă de material: Z=ρ c şi se măsoară n Rayl; 1 Rayl = 1 Kg 1 m� � � -2  s� -1

Puterea acustică este cantitatea de energie care străbate o suprafaţă n� unitatea de timp. Se măsoară n Watt.�

 

Producerea ultrasunetelor

Efectul piezoelectric

La baza obţinerii ultrasunetelor se află fenomenul piezoelectric, efect descoperit n anul 1880 de Pierre şi Jacques Curie. Apariţia polarizării electrice� la suprafaţa unui cristal atunci c nd asupra lui se exercită o presiune mecanică� sau o tracţiune se numeşte efect piezoelectric direct.

Aplicarea unui c mp electric pe suprafaţa unui cristal piezoelectric duce la� contracţia sau dilatarea acestuia şi la emisia unor unde mecanice. Acest fenomen se numeşte efect piezoelectric invers. Această deformare mecanică periodică generează ultrasunete.

Materialele piezoelectrice folosite sunt: titanatul de bariu, zirconatul de plumb şi fluorura de poliviniliden (material plastic).

Transductorul este partea principală a ecografului cu rol de emiţător, dar şi de receptor al ultrasunetelor. El asigură conversia reciprocă şi succesivă a energiei electrice n energie mecanică. Elementul său activ este cristalul piezoelectric.� Acesta are forma unui disc şi este acoperit pe ambele feţe cu două straturi metalice, bune conductoare de electricitate pe care se aplică doi electrozi, c te� unul pe fiecare suprafaţă. Aplicarea unei tensiuni electrice ntre electrozi va� provoca deformarea cristalului şi consecutiv emisia de energie mecanică spre ambele suprafeţe. Straturile metalice au at t rolul de a transfera tensiunea� electrică cristalului c t şi de a prelua impulsul electric creat la suprafaţa acestuia�

Page 21: Planul de Examinare a Unei Imagini

după acţiunea ultrasunetelor reflectate n ţesuturi. Acest impuls electric creat� este condus apoi spre sistemul de amplificare al aparatului. Grosimea discului piezoelectric determină frecvenţa nominală. Pe suprafaţa interioară dinspre pacient este dispusă o lentilă acustică formată din polistiren a cărui impedanţă acustică este o medie ntre impedanţa materialului piezoelectric şi cea a� ţesuturilor. Grosimea sa trebuie să fie egală cu un sfert din lungimea de undă a frecvenţei de excitaţie electrică, iar lentila este denumită strat adaptiv de sfert de lungime de undă. Rolul său este de focalizare şi de a face ca fiecare impuls electric să l ntărească pe celălalt, mărind astfel randamentul transductorului.� �

n faţa lentilei este plasat un strat izolator cu impedanţă asemănătoare cu cea a� corpului. n spatele discului piezoelectric este introdus un strat de material ce� absoarbe US emise apoi şi pentru a amortiza vibraţiile care nu au frecvenţa dorită. Tot acest ansamblu este nconjurat de un strat izolator acustic şi este� introdus ntr-o husă de material plastic cu care operatorul vine n contact n� � � timpul examinării. Faţa posterioară a materialului piezoelectric este căptuşită cu un material atenuator, av nd rolul de a reduce capacitatea de rezonanţă� sonoră.

Clasificarea transductoarelor. Există patru clase: lineare, sectoriale, monoelemente şi combinate.

Transductoarele liniare produc un fascicul de US paralele ntre ele şi� perpendiculare pe suprafaţa lor, iar pe ecran va apare o imagine dreptunghiulară.

Transductoarele lineare pot fi mecanice, fiind alcătuite dintr-un singur cristal piezoelectric sau electronice din mai multe (64-128) aşezate asemănător claviaturii unui pian şi activate succesiv n grupuri de c te 4 sau 8.� �

Transductoarele sectoriale  emit un fascicul de US divergent dintr-un punct situat n mijlocul suprafeţei transductorului, iar pe ecran apare o imagine� triunghiulară cu v rful pe suprafaţa de emisie a transductorului. Există mai multe� tipuri de transductoare sectoriale mecanice (pendulate, rotative sau inelare) sau electronice (propriu-zise cu emisie fazată phased array , convexe,� � � � vectoriale).

Transductoarele monoelemente conţin o singură piesă piezoelectrică şi nu pot fi activate electronic. Ele sunt folosite n modul M fiind plasate n� � � � regiunea precordială unde răm n nemişcate n timpul examinării. Sunt� � transductoare cu frecvenţă şi focalizare fixă. Transductoarele monoelemente pentru examinarea Doppler continuu conţin două elemente unul pentru emisia şi altul pentru recepţia US. Monoelementele pentru modul A sunt rareori� � utilizate.

Transductoarele combinate sunt transductoare complexe şi nglobează toate� posibilităţile transductoarelor simple prezentate. Au frecvenţe multiple ntre 3,5�

Page 22: Planul de Examinare a Unei Imagini

şi 10 MHz, permiţ nd efectuarea cu acelaşi transductor a examinării n modul� � A, B, M şi Doppler.

Fiecare tip de transductor are avantajele şi dezavantajele sale, el put nd fi� folosit doar pentru scopul pentru care a fost construit. Există transductoare pentru aplicaţie externă (percutană), endocavitară (endorectal, endovezical, endovaginal, etc.) sau pentru uz intraoperator.

Fasciculul de ultrasunete

Materialul piezoelectric nu emite o singură undă ultrasonoră ci un fascicul care porneşte de pe toate suprafaţa materialului. Acest fascicul ntr-o primă porţiune� de c ţiva cm este ngust şi are formă cilindrică, undele din componenţă� � av nd practic dispoziţie paralelă. Această� zonă apropiată poartă denumirea de zona Fresnel. Urmează o altă porţiune, numită zona ndepărtată�  sau zona Fraunhofer, n care undele devin divergente şi unde fasciculul are formă de� trunchi de con. Lungimea zonei Fresnel şi divergenţa zonei Fraunhofer depind de dimensiunile discului piezoelectric dar şi de frecvenţa ultrasunetului produs de acesta. Creşterea frecvenţei ultrasunetului sau diametrului discului piezoelectric va determina mărimea zonei Fresnel şi micşorarea unghiului de divergenţă.

Proprietăţi acustice ale ţesuturilor

Viteza de propagare (c) este distanţa parcursă de undă n unitatea de timp.� Se măsoară n m/s. Această relaţie este valabilă numai pentru undele continue.�

n ecografie se folosesc unde pulsatile, viteza lor de propagare fiind� dependentă de densitatea şi elasticitatea ţesutului. Viteza de propagare a US variază ntre 331 m/s n aer şi 4090-7800 m/s n os, iar n apă de 1430� � � � m/s. Pentru organele parenchimatoase viteza de propagare variază ntre 1440� m/s pentru ţesutul adipos şi 1590 m/s pentru muşchi. Viteza de propagare a US depinde de elasticitatea şi densitatea ţesutului conform relaţiei:

c=√E / ρ

unde E este o constantă care depinde de rigiditatea ţesutului, iar ρ este densitatea ţesutului.

Creşterea elasticităţii va conduce la mărirea vitezei US n respectivul ţesut, n� � timp ce o creştere a densităţii tisulare va avea efecte inverse.

Elasticitatea ţesuturilor este influenţată de arhitectonica şi structura tisulară.

Cu toate că viteza de propagare a US este specifică fiecărui tip de ţesut, ntruc t diferenţele nu sunt mari, n diagnosticul ecografic a fost stabilită� � �

o valoare medie  şi anume 1540 m/s. Această viteză de referinţă (utilizată de microprocesorul fiecărui aparat ecografic) este folosită pentru a calcula distanţa

Page 23: Planul de Examinare a Unei Imagini

de unde a fost reflectat fiecare eco provenit de la nivelul interfeţelor din corpul uman. Se consideră cu US parcurg 1 cm n 13 microsecunde.�

Undele sonore nu se propagă n vid, iar n gaze se propagă destul de greu� � datorită distanţei mari dintre molecule. Cu c t această distanţă este mai redusă,� cu at t viteza de propagare este mai mare. Osul, metalele sunt bune� conductoare a US. Plăm nul şi intestinul, datorită conţinutului aeric nu pot fi� uzual examinate ecografic. De asemenea, structurile situate posterior unor organe cu conţinut aeric nu pot fi vizualizate. n aceste situaţii se� folosesc ferestre ecografie (organe ce conţin lichid, de exemplu vezica urinară

n repleţie).�

O altă proprietate importantă este impedanţa acustică (Z). Această mărime fizică caracterizează permisivitatea propagarii US n diferite medii şi este� � � direct proporţională cu densitatea mediului străbătut şi viteza US.

Fiecare ţesut are o impedanţă acustică specifică. Astfel, ţesuturile cu densitate apropiată (organele parenchimatoase abdominale, tiroida, muşchi, etc) vor avea valori ale impedanţei acustice asemănătoare n timp ce alte ţesuturi cu� densitate mult diferită vor fi caracterizate de valori ale impedanţei acustice fie foarte mici (ca exemplu plăm nul), fie mult crescute (oasele).�

Limita de separare dintre două medii cu densitate diferită, deci cu impedanţă acustică diferită, se numeşte interfaţă. La nivelul interfeţelor, impulsul ultrasonic este: reflectat, refractat, dispersat, absorbit sau atenuat.

Reflexia reprezintă o proprietate importantă a US care stă la baza principiilor ecografiei. Propagarea US n ţesuturi se face liniar. n funcţie de impedanţa� � acustică a celor două medii la traversarea interfeţei o parte din fasciculul de ultrasunete se ntoarce (se reflectă) n mediul iniţial conform ecuaţiei:� �

IR=II �  ( Z1  Z� 2)/( Z1 + Z2) unde:   IR este intensitatea fasciculului de ultrasunete reflectat, II este intensitatea fasciculului de ultrasunete incident, Z1 reprezintă impedanţa acustică a mediului iniţial,  Z2 este impedanţa acustică a celui de-al doilea mediu. Dacă Z1 este mai mare dec t�  Z2 are loc o reflexie totală a ultrasunetelor. Acest fenomen se produce la interfaţa ţesut aer. Atunci c nd� � Z1 şi Z2 au valori apropiate, de exemplu interfaţa splină rinichi, cea mai mare� parte a fasciculului este transmis (81%) şi doar o mică parte este reflectat (19%). Direcţia fasciculului reflectat depinde de unghiul pe care l face fasciculul� incident cu interfaţa. Atunci c nd fasciculul incident este perpendicular pe� interfaţa ecoul reflectat se va intoarce pe acelaşi drum p nă la transductor.� Daca fasciculul incident este nclinat cu un anumit unghi faţă de interfaţă, cel� reflectat va avea acelaşi unghi şi nu va mai ajunge la transductor, nelu nd parte� la formarea imaginii. Acest tip de reflexie se numeşte reflexie speculară.

Page 24: Planul de Examinare a Unei Imagini

Refracţia reprezintă schimbarea direcţiei fasciculului incident dupa ce a străbătut o interfaţa. Refracţia nu influenţează imaginea ecografică deoarece fasciculul refractat are direcţia opusă transductorului. Valoarea unghiului de refracţie este proporţională cu diferenţa de viteza a US n cele două medii şi invers� proporţională cu unghiul de incidenţă.

Dispersia. Fasciculul de US la nt lnirea unor zone de ţesuturi cu impedanţe� � acustice diferite şi dimensiuni mai mici dec t lungimea de undă suferă� fenomenul de mprăştiere, de reiradiere mărindu-şi aria de secţiune prin� emiterea unor unde sferice. Conform principiului Huygens fiecare particulă vibrantă se comportă ca o sursă sonoră. Particulele corpului uman cu dimensiuni mai mici dec t lungimea de undă absorb energia fasciculului şi o retransmit sub� forma unei unde sferice, fenomen denumit difuzie.

Difracţia. Atunci c nd fasciculul de US trece la o distanţă mai mică de una sau� două lungimi de undă de un corp direcţia de propagare a undelor va fi deviată

n spatele acestora. n spatele obstacolului apar zone de umbră acustică, iar� � n faţa lui se produce�  interferenţa undelor. Aceasta este rezultatul acţiunii mai

multor unde asupra aceloraşi particule. Dacă undele sunt n aceeaşi fază� efectul se cumulează şi este denumită interferenţă constructivă, iar dacă sunt

n antifază efectul se anulează�  interferenţa distructivă.

Atenuarea se produce prin: absorbţie, difuzie, reflexie, distanţa parcursă. Atenuarea este direct proporţională cu pătratul distanţei parcurse. De asemenea, este direct proporţională cu frecvenţa fasciculului, cele cu frecvenţă mare fiind atenuate după un parcurs scurt, iar cele cu frecvenţă mică pătrunz nd n� � profunzime.

Principiul fundamental de obţinere a imaginii ecografice

Transductorul generează n mod repetitiv impulsuri de US cu o durată de o� microsecundă care străbat ţesuturile, iar la nivelul interferenţelor se reflectă şi se

ntorc n transductor. Transductorul funcţionează ca emiţător şi receptor al� � US. Timpul de recepţie este de 99 m/s. Un ciclu puls ecou durează 100 m/s.� Ecourile care se re ntorc la transductor interacţionează cu discul piezoelectric şi� generează un potenţial electric. Ecoul reflectat de prima interfaţă din corpul uman este recepţionat primul. Restul de energie US transmisă, se reflectă de la interfeţele următoare din ce n ce mai t rziu pe masură ce interfeţele sunt mai� �

ndepărtate de transductor. Deci un singur impuls emis este recepţionat ca o� multitudine de ecouri care se re ntorc la intervale de timp din ce n ce mai� � mari pe masură ce interfeţele care le-au generat sunt mai ndepărtate de� transductor. Amplitudinea potenţialului electric generat de ecou este direct proporţionala cu intensitatea ecoului.

Ecograful este denumirea aparatului folosit n diagnosticul ultrasonografic.�

Page 25: Planul de Examinare a Unei Imagini

Acesta are n componenţa sa mai multe subansamble:�

  compartimentul electric (care generează curenţii utilizaţi la formarea US)   transductorul (care generează şi recepţionează US)   receptorul de imagine are rolul de a prelua impulsurile electrice generate

la nivelul transductorului; el filtrează semnalele electrice cu intensitate redusă care produc zgomotul de fond; receptorul permite amplificarea impulsurilor electrice atunci c nd voltajul este mic; se poate face o� amplificare globala (GAIN) sau a anumitor intervale prin intermediul curbei de compensare a atenuarii n funcţie de timp (TGC)�

  ansamblul de conversie  compartimentul de stocare şi prelucrare a informaţiei  compartimentul de vizualizare a imaginii (monitorul video, h rtie�

termosensibilă, film foto sau suport magnetic).

Modalităţi de reprezentare grafică

 Ecografia Modul A (modularea amplitudinii) este traducerea n imagine� a ecourilor reflectate in funcţie de amplitudinea lor şi de distanţa de la care acestea provin.

 Ecografia Modul M (modularea poziţie timp) este o modalitate de� examinare ecografică n dinamică folosită predominant n� � ecocardiografie şi care relevă mişcarea tuturor structurilor aflate pe direcţia aleasă a fasciculului de US.

 Ecografia Modul B (modularea strălucirii) stă la baza obţinerii imaginii ecografice bidimensionale. Imaginea reprezintă o conversie a fiecărui ecou captat de transductor ntr-un punct luminos pe ecranul unui� monitor. Strălucirea acestor puncte este cu at t mai mare cu c t� � amplitudinea ecoului este mai mare. Ecografia modul B este metoda cea mai uzuală folosită n explorările ultrasonografice.�

 Ecografia Doppler. Se bazează pe efectul Doppler care constă n� modificarea lungimii de undă a unui fascicul de US dupa reflectarea lui de către o sursă aflată n mişcare faţă de emiţător/receptor; acest� fenomen stă la baza examinării unor structuri aflate n mişcare (vase� de s nge, etc.).�

 Ecografia tridimensională,  este o tehnică ultrasonografică nouă prin care cu ajutorul computerului se realizează vizualizarea volumetrică a structurilor anatomice.

Imaginea ecografică

Imaginea ecografică este rezultatul amplificării şi transformării n informaţie� digitală, de către un convertor analog digital, a impulsului electric generat de către ecouri la nivelul cristalului piezoelectric al transductorului. Fiecărei intensităţi a impulsului electric i este atribuit un număr. Imaginea digitală este� stocată ntr-o matrice de 512x512 puncte şi apoi prelucrată de computer.�

Page 26: Planul de Examinare a Unei Imagini

Informaţia digitală este nscrisă n sistemul binar de reprezentare a informaţiei� � (0 sau 1). Deaorece intensităţile ecourilor au valori foarte diferite şi fiind necesară stocarea şi altor valori n afară de 0 sau 1 se foloseşte memoria multistrat, care� permite nscrierea de 2� n valori. Astfel ntr-o memorie cu 8 straturi vor putea fi�

nscrise 2� 8 adică 256 valori ale intensităţii ecourilor. Imaginea pe monitor este formată din unităţi pătrate denumite pixeli. Fiecare pixel corespunde unui punct din memoria digitală( imagini_echo)

Calitatea imaginii obţinute prin ultrasonografie este apreciată prin  rezoluţia imaginii  care poate fi de detaliu, de contrast şi temporală.

n funcţie de direcţia de propagare, rezoluţia ecografică poate fi:�

 axială, n axul de propagare a US definind capacitatea de decelare a� două interfeţe orientate perpendicular pe direcţia de propagare a US.

 laterala datorată interfeţelor paralele cu direcţia de propagare a US.

Rezoluţia de detaliu este distanţa minimă dintre două puncte ale unei structuri care apar distinct pe imagine. Cu c t distanţa ntre cele două puncte este mai� � mică, cu at t rezoluţia este mai mare.�

Rezoluţia temporală caracterizează capacitatea de a reprezenta pe imagine procese n mişcare. Ecografia n modul M are cea mai mare rezoluţie� � temporală, iar cea n modul A (statică) nu are rezoluţie temporală. Rezoluţia� spaţială a ecografiei bidimensionale n timp real depinde de frecvenţa imaginilor� afişate pe monitor. Cu c t aceasta este mai mare, cu at t rezoluţia temporală� � este mai bună.

Rezoluţia de contrast  caracterizează posibilitatea de a diferenţia ecourile cu intensităţi foarte apropiate.

Postprocesarea imaginii prin: ngheţarea pe monitor, mărire, amplificarea� contrastului, finisarea electronică, calcularea unor parametri biologici, contribuie la creşterea calităţtii examinării.

 

Terminologie n ecografie�

Ecogenitatea  este proprietatea unei structuri anatomice de a produce ecouri daca conţine interfeţe.

O structură lichidiană este strabătută n totalitate de ultrasunete, iar expresia� sa pe ecran va fi lipsa de ecouri, respectiv culoarea neagra. Ecografic o structură lichidiană este definită prin termenul transsonic. Structurile lichidiene generează fenomene de  ntărire acustică posterioară�  datorita atenuării foarte reduse a

Page 27: Planul de Examinare a Unei Imagini

ultrasunetelor. Aceasta apare ca o imagine albă situată posterior de structura lichidiană şi contribuie la identificarea sa.

O structură solidă returnează ecouri, iar pe ecran vor apare nuanţe albe denumite zone ecogene sau reflexogene. O structură ecogenă este echivalentă cu o consistenţă de tip parenchimatos. Excepţie de la această regulă face aerul. Datorită impedanţei acustice scăzute, viteza US este mare, iar imaginea pe ecran este foarte ecogenă (albă). Structurile parenchimatoase pot fi ecogene, hipoecogene sau hiperecogene. Astfel n comparaţie cel hepatic, parenchimul� renal este hipoecogen, iar cel pancreatic este hiperecogen.

Ecogenitatea parenchimelor poate fi omogenă sau inomogenă.

Umbra acustică posterioară apare atunci c nd US nt lnesc o structură� � � foarte densă aşa cum sunt calculii. n spatele lor există o structură liniară de� culoare albă denumită con de umbră posterior.

 

Artefactele

Acestea apar n urma interacţiunii ultrasunetelor cu structurile examinate, fiind� determinate de proprietăţile fizice ale undelor sonore. Ele pot constitui at t� surse de erori c t şi elemente esenţiale n diagnosticul ecografic (umbra� � acustică, amplificarea acustică, etc.). De aceea, cu toate că artefactele sunt componente parazitare ale imaginii ele trebuie recunoscute.

Artefactele pot fi de două tipuri: artefacte de propagare şi artefacte de atenuare.

n continuare enumerăm c teva� �  tipuri de artefacte mai frecvent nt lnite:� �

 fenomenul de reverberaţie  este determinat de reflectarea repetată a fasciculului de US ntre transductor şi un element anatomic cu� proprietăţi reflectogene puternice; ca formă particulară se descrie imaginea n coadă de cometă�� �

 zgomotul de fond reprezintă apariţia unor puncte cu nuanţe de gri pe imaginea ecografică

 scintilaţia acustică se caracterizează prin apariţia pe imaginea ecografică a unor puncte strălucitoare datorate interferenţelor constructive dintre fasciculele de US cu direcţii de propagare diferite

 artefactul de volum parţial apare atunci c nd fasciculul de US surprinde� tangenţial două ţesuturi, av nd impedanţa acustică diferită şi dacă unul� dintre aceste ţesuturi este inclus doar parţial n secţiunea ecografică.� Imaginea va fi distorsionată, pe monitor apăr nd o medie a ecogenităţii� celor două structuri

 umbra acustică dacă n calea fasciculului se află un element�

Page 28: Planul de Examinare a Unei Imagini

hiperecogen care reflectă n totalitate fasciculul de US, structurile� anatomice situate posterior faţă de acesta nu vor mai putea fi evidenţiate pe imaginea ecografică

 amplificarea acustică este creşterea amplitudinii ecourilor posterior faţă de o zonă care reflectă foarte puţine ecouri aşa cum se nt mplă n� � � spatele structurilor lichidiene.

Efectele biologice ale ecografiei

Cu toate că ultrasonografia este considerată a fi o metodă inofensivă, totuşi undele ultrasonografice prin energia pe care o transferă organismului pot produce unele efecte nedorite care au fost observate n studii facute pe� animale. Dintre acestea menţionăm:

1. Efectul de cavitaţie care poate fi tranzitor şi consta n apariţia unor mici� bule de gaz care la intensităţi mari ale ultrasunutelor pot colaba , cu descompunere termică a apei şi eliberarea de radicali liberi ce duc la apariţia unor modificări tisulare datorită pulsaţiei bulelor de gaz.

2. Efecte asupra genomului ; experimental s-au observat modificări ale ARN-ului sau anomalii congenitale

3. Efecte termice; constau n ncălzirea ţesuturilor străbătute de� � fascicule de ultrasunete cu energie naltă cu producerea experimentală a� unor leziuni, efecte teratogene sau avort.

4. Efecte complexe distructive apar numai după expunere ndelungată,�   experimental observ ndu-se alterări la nivel celular care pot merge�   p na la necroza tisulară.�

Rezultatele experimentale nu pot fi extrapolate la utilizarea clinică a ultrasonografiei dar datorită datelor insuficiente asupra efectelor biologice  la expuneri mici şi repetate şi totodată posibilităţii identificarii acestora n viitor se� impune prudenţă n utilizarea ecografiei n special n primul trimestru de� � � sarcină.

 

Indicaţiile ecografiei

Ecografia poate fi folosită n primul r nd n scop diagnostic şi pentru� � � evaluarea post terapeutică, dar şi ca metodă adjuvantă n realizarea unor� explorări invazive (puncţii ghidate ecografic) sau unele manopere (drenaje de colecţii, nefrostomii, alcoolizări, etc.).

n scop diagnostic�  ecografia se utilizează n explorarea:�

organelor abdominale (organe parenchimatoase: ficat, căi biliare, colecist, splina, pancreas, rinichi; tract digestiv)

Page 29: Planul de Examinare a Unei Imagini

 sistemului musculo-scheletal organelor din sfera urogenitală (testicul, uter şi anexe, s n)� tiroidei,  globului ocular aparatului cardio-vascular unor afecţiuni dermatologice

Avantajele ecografiei

 cost scăzutexplorare nenocivă şi comodă, care poate fi repetată ori de c te ori este�

nevoie n absenţa unei pregătiri speciale a bolnavului şi n condiţii de� � urgenţă

 are o sensibilitate mare n decelarea leziunilor� explorarea sistemului cardio-vascular este rapidă şi fără a fi invazivă.

 

IMAGISTICA PRIN REZONANŢĂ MAGNETICĂ                                                       Prefaţă

 

Imagistica prin rezonanţă magnetică (IRM) constituie o metodă non-invazivă de examinare a afecţiunilor neuro-musculo-scheletale. Obţinerea imaginilor prin rezonanţă magnetică nucleară are la bază tehnologia rezonanţei magnetice nucleare (rmn) utilizată n chimie� pentru determinarea structurii substanţei.

IRM se bazează pe descoperirea făcută n 1946 de Felix Bloch şi� Edward Purcell (Premiul Nobel, 1952), care au constatat că n� prezenţa c mpului magnetic intens, nucleele se comportă ca nişte� magneţi. Imaginile prin rezonanţă magnetică nucleară se obţin ca urmare a absorbţiei şi emisiei energiei din domeniul radiofrecvenţelor (RF) ale spectrului electromegnetic de către spinii protonilor.

Deşi iniţial termenul adoptat pentru această tehnică a fost imagistica prin rezonanţă magnetică nucleară (Irmn), dată fiind conotaţia termenului nuclear , ncep nd din 1970 s-a preferat varianta� � � �  IRM.

Bazele imagisticii prin rezonanţă magnetică

La baza IRM stă capacitatea de localizare spaţială a atomilor de hidrogen din organism, care generează c mpuri magnetice de mică� intensitate. Vectorii intensitate ai c mpului magnetic generaţi de�

Page 30: Planul de Examinare a Unei Imagini

nucleele de hidrogen au o distribuţie nt mplătoare, astfel nc t� � � � n ansamblu, intensitatea c mpului magnetic rezultant este nulă, deşi� �

concentraţia atomilor de hidrogen din organism este foarte mare (80%).

n prezenţa unui c mp magnetic intens fiecare dintre micii magneţi� � generaţi de nucleele de hidrogen tind să se orienteze pe direcţia c mpului exterior, paralel sau antiparalel cu acesta. Magneţii produşi� de nucleele de hidrogen nu sunt staţionari, ci se rotesc n jurul� c mpului magnetic exterior, execut nd o� �  mişcare de precesie, asemănătoare unui titirez. Frecvenţa mişcării de precesie, numită frecvenţa Larmor, depiunde de natura nucleului şi de intensitatea c mpului magnetic exterior. n cazul protonilor ea se plasează n� � � domeniul undelor de radiofrecvenţă (RF). Prin aplicarea unui c mp� magnetic cu o frecvenţă identică cu frecvenţa Larmor, protonii absorb energia cuantei, ceea ce determină devierea magnetizării produse de spini cu un unghi a cărui valoare depinde de intensitatea şi durata acţiunii c mpului RF. Unghiul sub care se aplică acest c mp este� � 90o sau 180o.

După ncetarea acţiunii undei excitatoare, urmează aşa-numita� relaxare , prin care energia acumulată de la unda de radiofrecvenţă� �

este eliberată, ceea ce determină realinierea magnetizării nete de-a lungul axei Z. Energia eliberată este detectată de bobine, care, acţion nd ca o antenă, recepţionează semnalul emis, permiţ nd� � obţinerea imaginii.

Bazele fizice ale formării imaginii

Spinul protonilor

Nucleele de hidrogen (protonii) sunt caracterizate de spin, motiv pentru care sunt capabile să genereze semnale de rezonanţă magnetică. Protonul se comportă ca un magnet, fiind caracterizat de cei doi poli, nord şi sud. Dipolii magnetici proveniţi din spinii protonilor au, n� absenţa unui c mp magnetic exterior, orientări haotice, care nu permit� sesizarea pe ansamblu a unei magnetizări.

Efectul aplicării unui c mp magnetic asupra dipolilor magnetici� generaţi de spinii protonilor

Analog electronului din atom, spinii sunt caracterizaţi de nivelele energetice. Aplicarea unui c mp magnetic exterior va determina�

Page 31: Planul de Examinare a Unei Imagini

orientarea dipolilor elementari produşi de spin pe direcţia acestuia. La echilibru termodinamic numărul dipolilor orientaţi n sensul c mpului� � exterior depăşeşte cu puţin numărul celor orientaţi antiparalel. n acest� mod apare o magnetizare n exces n sensul lui care poartă numele� � de magnetizare netă, notată.

Frecvenţa de rezonanţă (Larmor)

n realitate micii magneţi generaţi de spin nu se plasează pe direcţia� c mpului exterior, ci execută o mişcare de precesie n jurul lui,� � similară unui titirez.

Frecvenţa de precesie a unui spin aflat n c mpul magnetic exterior,� � denumită şi frecvenţă de rezonanţă, este direct proporţională cu intensitatea c mpului magnetic (legea Larmor):�

Frecveţa mişcării de precesie = Raportul giromagnetic x Intensitatea c mpului magnetic exterior.�

Pentru c mpurile magnetice utilizate n IRM (0,05-2 Tesla), frecveţa� � Larmor se află n domeniul undelor de radiofrecvenţă (RF) şi este� situată n intervalul 2,19-85 MHz.�

Cu toate că spinii nucleelor de hidrogen au aceeaşi frecvenţă de rotaţie, fazele lor diferă.

Tranziţii

Protonul poate suferi o tranziţie ntre cele două stări energetice prin� absorbţia unui foton. Rezultatul tranziţiei este trecerea protonului din starea de energie minimă n cea maximă. Pentru ca absorbţia� fotonului să fie posibilă este necesar ca energia lui să fie identică cu diferenţa dintre energiile celor două stări.

Efectul aplicării şi ntreruperii acţiunii unui c mp magnetic cu� � frecvenţa Larmor (plasată n domeniul radiofrecvenţelor RF)� � asupra spinilor

Dacă pacientului aflat n c mp magnetic intens B� � o i se aplică un c mp magnetic B� 1 cu frecvenţă din domeniul radiofrecvenţelor (RF) egală cu frecvenţa Larmor, energia undei este absorbită, iar protonul

Page 32: Planul de Examinare a Unei Imagini

trece ntr-o stare de energie mai mare. Rezultatul aplicării acestui� c mp este�  refazarea spinilor.

La nivel macroscopic aceasta echivalează cu o mişcare pe o spirală către planul XY, sau cu o rotire a vectrorului Mo plasat iniţial de-a lungul axei Z spre planul XOY.

n rezonanţa magnetică, pentru o mai bună nţelegere a� � fenomenelor, este util să raportăm mişcarea la două sisteme de referinţă:

�        Sistemul de referinţă fix (al laboratorului), n care spinii� execută o mişcare de precesie;

�        Sistemul de referinţă rotativ, solidar cu protonii, faţă de care laboratorul execută o mişcare de rotaţie, iar spinii apar staţionari.

La ntreurperea acţiunii undei de radiofrecvenţă, energia primită este� eliberată, frecvenţa undei emise fiind egală cu cea a undei absorbite. Spinii excitaţi ncep să revină la poziţia iniţială (de-a lungul axei OZ).� Revenirea la starea de echilibru termodinamic este caracterizată de timpul T1, numit timp de relaxare longitudinal sau timp de relaxare spin-reţea.

Concomitent se produce defazarea spinilor din planul XOY, definită de timpul de relaxare transversal (T2, respectiv T2

x) sau timp de relaxare spin-spin.

Emisia radiaţiei electromagnetice generată de rotaţia vectorului intensitate a c mpului magnetic�

După ce vectorul intensitate a c mpului magnetic M� z a fost deviat faţă de axa Z, el continuă să execute o mişcare de precesie cu frecvenţa Larmor n jurul c mpului magnetic exterior B� � o. Deoarece orice c mp� magnetic n rotaţie generează o undă electromagnetică, rezultatul� obţinut va fi emisia unei unde de frecvenţă din domeniul undelor radio, care constituie semnalul RM, preluat de o bobină.

Timpul de relaxare T1

Page 33: Planul de Examinare a Unei Imagini

Aşa după cum am arătat, magnetizarea netă poate fi modificată prin aplicarea unei energii a cărei frecvenţa este egală cu diferenţa dintre cele două stări ale spinului. Dacă energia externă este suficient de mare, componenta Mz scade, n timp ce componenta din planul XY� (Mxy) creşte.

La ntreruperea acţiunii c mpului RF spinul trece dintr-o stare de� � energie mare ntr-una de energie mică, prin emisia de energie.� Energia emisă are două componente:

�        Energia undei de RF care constituie semnalul RM;

�        Energia cedată sub formă de căldură ţesutului nconjurător, sau altfel spus, reţelei.�

Interacţiunea spin-reţea este rezultatul trecerii sistemului excitat la starea de echilibru termodinamic. n sistemul de referinţă al� laboratorului acest fenomen este echivalent cu descreşterea componentei Mxy a magnetizării şi creşterea componentei Mz spre valoarea iniţială. Fenomenul este descris de timpul de relaxare longitudinal T1, denumit şi timp de relaxare spin-reţea.

T1 este de asemenea timpul care a trecut de la aplicarea pulsului excitator n care 63,2% din c mpul magnetic este realiniat cu B� � o.

Interacţiunea spin-spin. Defazarea

Pentru un proton izolat viteza precesiei este determinată exclusiv de intensitatea c mpului magnetic exterior B� o. C nd spinii sunt deviaţi� spre planul XY ei sunt n fază. Ca urmare a deplasării haotice a� spinilor, aceştia ajung unul n apropierea celuilalt şi interacţionează.� Consecinţa interacţiunii spinilor este defazarea lor şi reducerea semnalului. Fenomenul este descris de timpul de relaxare transversal T2sau timp de relaxare spin-spin.

Timp de relaxare T2

Constanta care descrie revenirea la echilibru a magnetizării transversale Mxy, poartă numele de timp de relaxare spin-spin, notat cu T2, definit ca timpul de la excitare după care amplitudinea semnalului s-a redus la 38,8% (respectiv s-a micşorat cu 83,2%). Valoarea lui T2este

Page 34: Planul de Examinare a Unei Imagini

caracteristică pentru fiecare ţesut şi depinde de mediul nconjurător,� fiind practic independentă de intensitatea c mpului magnetic extern.�

Deşi procesele de relaxare au fost tratate separat, n realitate ele au� loc concomitent, cu menţiunea că T2 este cel mult egal cu T1.

Scăderea intensităţii semnalului

Imediat după ntreurperea acţiunii c mpului magnetic cu frecvenţa� � undelor radio, protonii ncep să emită energia absorbită. Dacă� omogenitatea c mpului magnetic nu este afectată de factori� perturbatori, toţi protonii vor oscila cu frecvenţa de rezonanţă. Amplitudinea iniţială a semnalului depinde de unghiul de deviere a spinului faţă de axa Z spre planul XY. Semnalul maxim se obţine pentru o deviere de 90o faţă de axa Z.

Scăderea intensităţii semnalului va fi utilizată pentru recepţionarea imaginii prin aplicarea transformărilor Fourier, care fac conversia de la domeniul timp la domeniul frecvenţă.

Timp de relaxare real (T2x)

n realitate scăderea semnalului are loc mai repede dec t teoretic,� � datorită neomogenităţii c mpului magnetic şi a susceptibilităţii� magnetice diferite a ţesuturilor, care determină distorsiuni n special la� suprafaţa de separaţie dintre ţesut şi aer. Timpul de scădere a semnalului n condiţii reale se notează T� 2

x.

Scăderea componentei transversale a magnetizării este determinată de foi factori:

1.      interacţiunile moleculare (care descriu efectul molecular pur, T2);

2.      variaţiile intensităţii c mpului magnetic exterior B� o (care sunt descrise de efectul neomogenităţii c mpului� T2 neomogenităţi).

Ecoul

Page 35: Planul de Examinare a Unei Imagini

Efectul schimbării sensului de propagare a unui semnal prin reflexie poartă numele de ecou. Prin acest mecanism apare refazarea prin ecou a spinilor, care durează un timp egal cu timpul de ecou (TE).

Mecanismul de producere a ecoului este următorul:

(a)   La momentul t = 0, imediat după aplicarea pulsului din domeniul frecvenţelor radio, Mo se află de-a lungul axei Y,

(b)   După trecerea unei jumătăţi din timpul de ecou (TE), deci după TE/2, spinii se defazează prin mecanismul T2

x. După TE/2 se aplică un alt puls din domeniul frecvenţelor radio, care determină rotirea vetorilor defazaţi n jurul axei X.�

(c)    n intervalul de tip TE/2 are loc refazarea vectorilor.�

(d)   La finalul ultimului TE/2 vectorii sunt din nou n fază şi se produce� ecoul, care determină semnalul.

Fenomenul se poate repeta de mai multe ori ( n funcţie de valoarea lui� T2) prin aplicarea unor unde radio sub unghiuri de 180o.

Selecţia secţiunilor

Procesele descrise anterior au elucidat formarea semnalului, dar pentru ca aceasta să permită informaţia diagnostică este necesar să identificăm locul unde s-a produs acest semnal.

La baza localizării n spaţiu a semnalului de RM stă aplicarea� unui gradient linear al c mpului magnetic.�

Gradientul unei mărimi fizice (G) reprezintă variaţia cu distanţa a acestei mărimi. Rolul gradientului linear al c mpului magnetic este de a� modifica frecvenţa de rezonanţă cu o valoare cunoscută. Valoarea frecvenţei este direct proporţională cu distanţa faţă de centrul magnetului, deci permite localizarea spaţială a spinilor. Pe de altă parte modificarea bruscă a frecvenţei determină o schimbare a fazei, direct proporţională cu distanţa faţă de centrul magnetului, deci implicit se realizează localizarea spinilor.

Aplicarea unei valori unice a c mpului magnetic de radiofrecvenţă� presupune analiza unei secţiuni plane. Pentru ca secţiunea să aibă

Page 36: Planul de Examinare a Unei Imagini

grosimea sorită este necesar să se aplica o badă de frecvenţă (BF), alcătuită dintr-o multitudine de frecvenţe plasate de o parte şi cealaltă a frecvenţei centrale.

Intensitatea semnalului

Pentru ca semnalul obţinut să permită obţinerea imaginii finale este necesar ca aplicarea pulsului de RF să se repete.

Din cele prezentate rezultă că intensitatea semnalului generat de spini depinde de:

�        Densitatea atomilor de hidrogen;

�        Timpii de relaxare T1 şi T2, specifici ţesutului investigat.

Intensitatea semnalului n imaginea finală este de asemenea� determinată de:

�        Timpul de repetiţie (TR), definit ca intervalul dintre două pulsuri de radiofrecvenţă consecutive;

�        Timpul de ecou (TE), care reprezintă timpul dintre colectarea şi emiterea semnalului.

Din aceste motive imaginea finală poate să se bazeze pe următoarele componente:

�        Densitatea protonilor (deci a atomilor de hidrogen);

�        Analiza proprietăţilor timpilor de relaxare T1 şi T2,, denumiţi timpi de relaxare ponderaţi (Tabelul 1).

Componentele IRM sunt:

Magnetul, care generează c mpul magnetic B� o;

Bobinele de gradient, plasate n interiorul magnetului, necesare producerii� gradientului c mpului magnetic pe direcţiile X, Y şi Z�

Bobinele RF, situate n bobinele de gradient, care produc c mpul magnetic� � B1 necesar rotirii spinilor cu 90o sau cu 180o. Bobinele RF detectează de

Page 37: Planul de Examinare a Unei Imagini

asemenea semnalul;

Masa pentru pacient, poziţionarea corectă a pacientului fiind asigurată de un calculator;

Ecrane de protecţie mpotriva c mpurilor de radiofrecvenţă� � externe, care nconjoară camera n care este instalat IRM şi asigură� � protecţia mpotriva c mpurilor de radiofrecvenţă exterioare, inclusiv cele� � generate de semnalele radio sau televiziune;

Ecrane de protecţie mpotriva c mpurilor magnetice externe;� �

Calculatorul, care controlează toate componentele legate de sursa undelor de radiofrecvenţă şi programarea pulsurilor, forma şi aplitudinea gradientului. Masă de comandă, unde operatorul selectează o secvenţă a imaginii, pe care o urmăreşte pe un monitor sau imprimă imaginea.

Tipul semnalului T1 ponderat T2 ponderat 

 

Hipersemnal (alb)

Grăsimi

Măduva osoasă galbenă

Hemoragie subacută

Substanţa cerebrală albă

Lichid cefalorahidian apa�

Chiste

Edeme

Nucleu pulpos normal

Tumori 

 

Izosemnal

Fluide

Muşchi

Măduva osoasă roşie

Măduva spinării

Tumori

Nucleu pulpos deshidratat

Grăsimi

Substanţa cenuşie

Muşchi

Splina 

 

Hiposemnal (negru)

Aer

Calcifieri

Lichid cefalorahidian

Oasele craniului

Vase cu flux rapid

Aer

Calcifieri

Oasele craniului

Vase cu flux rapid

Ţesut fibros

Ligamente, tendoane

Page 38: Planul de Examinare a Unei Imagini

Ţesut fibros

Ligamente, tendoane

Tabelul 1. Intensitatea semnalului n funcţie de tipul de organ� investigat

şi afecţiuni - imagini_rmn

Calitatea imaginii n IRM�

Analiza performanţelor IRM poate fi făcută prin utilizarea fantomului. Fantomul este construit din materiale care produc semnale RM, cum sunt: soluţiile apoase paramagnetice, siliconul, etc. Apa are rolul de a permite ajustarea timpilor de relaxare spin-reţea (T1) şi spin-spin (T2) pentru ca imaginea să poată fi obţinută ntr-un timp minim.�

Fantomul are două scopuri principale:

�        Evaluarea rezoluţiei;

�        Stabilirea omogenităţii undelor de frecvenţă.

Fantomul pentru evaluarea rezoluţiei testează proprietăţile spaţiale ale imaginii: grosimea secţiunilor, linearitatea şi raportul semnal/zgomot n funcţie de poziţie.�

Fantomul destinat testării rezoluţiei este confecţionat din materiale plastice. Din fantom sunt ndepărtate porţiuni, care sunt� umplute cu soluţii apoase, a căror imagine este vizualizată. n alte� situaţii se utilizează un fantom care produce un semnal standard cu valori cunoscute ale T1, T2 şi care permite testarea raportului contrast/zgomot.

Fantomul pentru stabilirea omogenităţii undelor de radiofrecvenţă

Uniformitatea spaţială a c mpurilor magnetice cu frecvenţe� din domeniul radio transmise pacientului şi recepţionate este testată cu ajutorul fantomului. C mpul magnetic transmis este acel c mp� � magnetic utilizat pentru rotirea magnetizării. C mpul magnetic� recepţionat depinde de sensibilitatea bobinei de a răspunde la semnalul

Page 39: Planul de Examinare a Unei Imagini

produs de precesia spinilor. Ambele c mpuri magnetice trebuie să fie� omogene: primul, pentru a asigura o rotaţie uniformă a spinilor, iar cel de-al doilea, pentru a produce o sensibilitate spaţială uniformă n zona� investigată.

Pregătirea pacientului

n general nu sunt necesare măsuri speciale de pregătire� a pacientului care urmează a fi supus investigaţiei. Un caz special l� prezintă pacienţii care suferă de claustrofobie, la care administrarea unui calmant uşor reduce starea de anxietate.

Durata obişnuită a unui examen cu IRM variază ntre 30-�90 minute, timp n care pacienţii pot răm ne singuri. Pentru a evita� � anxietatea este necesar ca pacienţilor să li se explice desfăşurarea examinării.

Contraindicaţii

Absolute Relative-          clipuri feromagnetice intracraniene

-          pacemaker cardiac

-          proteze metalice valvulare

-          corpi străini metalici intraoculari

-          claustrofobie

-          pacienţi ventilaţi sau intubaţi

-          pacienţi cu expunere cronică la metale

 

Agenţi de contrast n IRM�

n general nu este necesară utilizarea unor substanţe de� contrast, excepţie făc nd investigarea diverselor patologii ale lichidului� cefalorahidian ( n special tumori, scleroze multiple). Substanţele de� contrast utilizate n IRM au la bază gadoliniul, care are rolul de a� scurta timpul de relaxare T1, ceea ce determină ca imaginea organului care conţine acet element să apară mai luminoasă.

Măsuri de protecţie

Deşi IRM nu utilizează radiaţiile ionizante pentru formarea imaginii, este necesar să se cunoască măsurile de protecţie asociate

Page 40: Planul de Examinare a Unei Imagini

utilizării c mpurilor magnetice foarte intense, energiei undelor radio,� variaţiilor n timp a intensităţii c mpului magnetic, gazelor lichefiate şi� � gradientului de c mp magnetic.�

C mpurile magnetice determină magnetizarea tuturor� corpurilor feromagnetice. Prezenţa n c mpul magnetic a corpurilor� � feromagnetice poate produce efecte nedorite asupra pacientului sau poate determina deteriorarea magnetului şi a bobinelor. Efecte similare pot fi produse şi de corpurile feromagnetice asociate pacientului.

La pacienţii cu pacemaker sunt necesare precauţii deosebite, deoarece c mpul magnetic intens poate afecta circuitul� electronic ca urmare a curenţilor pe care i generează. n acest fel� � viaţa pacientului poate fi pusă n pericol. C mpul magnetic poate de� � asemenea şterge informaţiile nregistrate pe card.�

Efectele produse de undele de radiofrecvenţă

Undele de radiofrecvenţă pot produce ncălzirea� ţesuturilor din organism. Din acest motiv se recomandă limitarea timpului n care o persoană stă n acest c mp.� � �

Unele bobine RF, pot produce arsuri ale pacientului, care trebuie avertizat pentru a anunţa dacă simte un asemenea efect, n� scopul ntreruperii investigaţiei.�

Gradientul de imagine determină un nivel mare de zgomot. Nivelul de zgomot maxim admis este de 140 deciBell (dB), iar presiunea acustică maximă de 200 Pascal.

Avantejele IRM:

�        permit obţinerea unui contrast mai bun dec t n� � tomografia computerizată;

�        asigură informaţii mai exacte asupra diferenţelor n� structura unui ţesut dec t cele care pot fi percepute prin� diferenţele de atenuări ale radiaţiilor X, deoarece utilizează proprietăţile spaţiale ale spinilor din nucleele care alcătuiesc ţesuturile;

Page 41: Planul de Examinare a Unei Imagini

�        utilizează c mpuri magnetice intense şi unde din� domeniul radiofrecvenţelor n locul radiaţiilor ionizante,� deci efectele dăunătoare asupra organismului sunt semnificativ mai mici.

Limitele examenului IRM:

�        timp de examinare relativ lung;

�        rezoluţie spaţială ncă inferioară faţă de CT de� naltă rezoluţie;�

�        calcificările sunt greu evidenţiabile datorită absenţei semnalului acestor structuri.

 

RADIOLOGIA INTERVENŢIONALĂ                                                       Prefaţă

 Ultimii 20 de ani au fost marcaţi de o nouă performanţă a imagisticii medicale - radiologia intervenţională. Dupa un start iniţial lent, av nd la bază o tehnică� veche - cea a lui Seldinger- asociate metodelor imagistice moderne: ultrasonografia, CT şi angiografia digitală, radiologia intervenţională s-a impus

n ultimul timp av nd un succes marcat fiind o terapie de minimă invazie.� �

Radiologia intervenţională este utilizată astăzi n mai multe domenii - arterele şi� venele conferind cel mai mare c mp de activitate.�  

Metode imagistice interventionale vasculare

 Angioplastia

 Angioplastia endoluminală transcutanată (PTA) are rezultate comparabile cu cele obţinute prin folosirea metodelor chirurgicale clasice dar cu o rată a mortalităţii mult mai scăzută. Ea poate fi repetată n cazul stenozelor recurente.�

Angioplastia cu balon a fost iniţiată de Charles Dotter n 1964 şi dezvoltată de� Andreas Gruntzig care a conceput un cateter cu balon noncompliant. Această tehnică este indicată n stenozele şi ocluziile scurte ale A. iliace, A. femuro-�poplitee n stadiul II Fontain.�

Angioplastia cu laser şi arterectomia au dezamăgit prin faptul că nu dau rezultate pe termen lung.

Page 42: Planul de Examinare a Unei Imagini

Tromboembolectomia

Recanalizarea şi aspiraţia mecanică

Sunt descrise tehnici de recanalizare a trombilor. Cele mai folosite sunt cele cu avans şi rotaţie care crează un tunel prin zona ocluzionată prin care poate fi introdus un ghid metalic. n continuare se poate aplica angioplastia cu balon� care realizează dilatarea. n ocluziile acute embolice sau trombotice sunt� utilizate catetere speciale cu lumen exterior şi interior uniform prin care se aspiră cheagul obstructiv.

Tromboliza - indicată n ocluziile recente p nă nu s-a produs organizarea� � cheagului, utilizează agenţi ca urokinaza sau rt - PA. Ei se introduc printr-un cateter selectiv n interiorul cheagului şi l lizează. n continuare se utilizează� � � tehnica aspiraţiei sau PTA.

n obstrucţiile lungi, recurente, n cazurile de eşec al PTA se pot utiliza� � stenturile. Acestea sunt formate din filamente sau tuburi de otel inox (Tantalum, Nitirol) ataşate expandabile cu balonaş. n localizările din regiunea femuro-�poplitee s-a observat reobstrucţia datorită hiperplaziei intimei la nivelul stentului.

Radiologia intervenţională venoasă 

Se aplică n stenozele venoase produse de compresiuni sau invazii tumorale� maligne, procese fibroase, cicatrici postoperatorii, tromboze. n aceste cazuri� pentru a obţine rezultate de lungă durată PTA trebuie completată cu instalarea unui stent . n fistulele arterio-venoase de hemodializa PTA reprezintă metoda� de elecţie, stenturile fiind reperate recurenţelor.

n varicocel obliterarea V. spermatice se realizează prin embolizare cu� substanţe sclerogene, sfere, spirale cu balonaş detaşabil.

n tromboza venei cave inferioare, pentru prevenirea emboliilor pulmonare la� bolnavii la care nu se pot utiliza anticoagulante se introduc percutan filtre.

Recuperarea corpilor străini din sistemul venos - catetere venoase - se face prin metoda percutană utiliz nd un fir metalic cu capcană şi spiră sau c rlig.� �

Corpii străini trebuie recuperaţi nainte de a se fixa la perete.�

Embolizarea

Embolizarea este un procedeu  terapeutic const nd n realizarea unei ocluzii� � arteriale sau venoase av nd ca scop oprirea unei hemoragii, ablaţia unor� tumori, malformaţii sau organe.

Page 43: Planul de Examinare a Unei Imagini

Prima embolizare a fost iniţiata de Brooks in 1930 pentru tratamentul unei fistule carotidocavernoase traumatice.

Materialele embolice sunt variate : Gelfoam, ţesut adeziv de isobutil cianoacrilat (Bucrylat), balonaşe detaşabile, polivinil alcool (ivalon), bobine de oţel (Gianturco) şi Wallace 1970), etanolul absolut (Ellman 1931), microsfere, substanţe chimioterapice (mitomicina C, doxorubicine, 5 flurovacil, lisplatinul).

Unele materiale emboligene produc o ocluzie temporară, altele permanentă.

n hemoragiile digestive se face iniţial o evaluare angiografică cu precizarea� sediului hemoragiei.

n gastrită , ulcer gastric şi duodenal, ulcerul peptic, diverticuloza,� traumatismele, hemoragiile se tratează prin perfuzie i.a.  Cu vasopresin (pitresina) care este eficientă n 80 % din cazuri. Embolizările n aceste cazuri� � trebuie să fie temporare, recanalizarea ulterioară a trombului evit nd� complicaţiile tardive : strictura, perforaţia.

n tumori, varicele esofagiene, malformaţiile arteriovenoase se face o� embolizare  permanentă cu ivalon, sfere, etanol, ţesut aderent.

Hemoragiile posttraumatice, iatrogene (dupa puncţii, biopsii) necesită o evaluare CT şi angiografică a tuturor organelor abdominopelvine.

Embolizările sunt rezervate hemoragiilor n care hemostaza chirurgicală este� greu de executat (coapsa, fesă, retroperitoneu, pelvis).

Alegerea terapiei n traumatismele abdominale (conservative, chirurgicală prin� embolizare) este dependentă de starea clinică a bolnavului.

n malformaţiile arteriovenoase embolizarea este metoda de elecţie cu condiţia� să fie făcută n plină formaţiune. Arterele periferice pot produce recidive prin� circulaţia colaterală care se dezvoltă.

Embolizarea unor organe, splină, rinichi este indicată n hipersplenism,� hipertensiune renovasculară. n acest caz se fac embolizări parţiale multiple� succesive.

Embolizările tumorale (cancer renal, hepatic, meta hepatice) sunt indicate n� hemoragiile acute intratumorale cu scopul de a diminua s ngerarea n tumoră.� � Sunt utilizate următoarele materiale: gelfoam, ivalon, polimeri lichizi, etanol. De multe ori se asociază chimioembolizările cu embolizante periferice.

Page 44: Planul de Examinare a Unei Imagini

n neurologie embolizările au indicaţii�   n anevrisme cerebrale care nu pot fi� tratate chirurgical (pensate cu clipuri), tumori (meningioame, tumori glomice, angiofibrome).

Metode imagistice interventionale ale cailor biliare

Colangiografia percutană transhepatică introdusă n 1921 de Burkhart şi Muller,� perfecţionată de Okuda n 1974 prin utilizarea unui ac flexibil cu diametrul de 7� mm stă la baza radiologiei intervenţionale a căilor biliare.

Drenajul extern n ictere obstructive a fost iniţiat n 1966 de Seldinger care a� � folosit pentru aceasta un ac cu tub. Progresele tehnicii au perfecţionat metoda, astfel au fost introduse ghide metalice şi catetere speciale.

Drenajul intern definitiv indicat n obstrucţiile maligne se poate realiza cu� ajutorul endoprotezelor metalice cu diametru 10 mm şi a stenturilor. Ele sunt introduse pe cale percutană sau endoscopică.

Drenajul biliar percutan şi dilatarea cu balon este indicată leziunilor benigne, stricturilor ductale, colangitelor scleroase.

Tehnica intervenţională percutană de extragere a calculilor a cedat locul papilotomiei endoscopice cu extracţie.

n ceea ce priveşte radiologia intervenţională a vezicii biliare, colecistectomia� laparoscopică a făcut să piardă din importanţa celelalte metode.

Colecistectomia percutană este indicată n colecistitele acute, empiem,� colangite la bolnavii cu risc mare.

 Metode imagistice interventionale gastrointestinale

 Gastrostomia şi enterostomia percutană este indicată n stenozele complete a� tractului gastro-intestinal superior sau la bolnavii psihici.

Dilatarea cu balonaş realizata cu ajutorul unor catetere conduse de ghide metalice este utilizata in stricturile enterice, esofagiene, pilorice, colice, a stenozelor chirurgicale.

n tumorile maligne esofagiene sau n recidivele pe anastomoză după� � gastrectomie totală sau parţială, dilatarea cu balonaş nu oferă o paleaţie durabilă. n aceste cazuri se utilizează proteze metalice autoexpandabile sau� stenturi din Nitinol. 

Drenajele abceselor

Page 45: Planul de Examinare a Unei Imagini

Comparativ cu drenajul chirurgical, drenarea percutană, sub ghidaj ultrasonografic sau CT, a abceselor are o rată mai joasă a mortalităţii.

Aproximativ 80-85% din abcese pot fi drenate prin cateter percutan (8-12F).

n funcţie de localizarea anatomică şi mărimea abcesului se foloseşte trocarul� sau tehnica Seldinger. Lichidul extras este supus examenului bacteriologic simplu şi n cultură. Prin această tehnică a drenajului cateteral pot fi tratate� colecţiile pleurale, pericardice, a abceselor mamare.

Metode imagistice intervenţionale uroradiologice

 Nefrostomia percutană descrisă de Goodwin şi Casey, realizată pentru prima oară n 1955, este util pentru :�

 efectuarea unei pielografii descendente n caz de obstrucţii supravezicale şi� pionefroză; drenaj n cazul hidronefrozelor;� pentru aplicarea procedurilor de dilatare anterogradă; plasarea stenturilor,

extracţia calculilor; ca adjuvant al litotriţiei extracorporeale; litoliza percutană;

Dilatarea cu balonaş este indicată  n stricturi după:�

ureterostomieanastomoza uretero-vezicală, uretero-ilealăcicatrici posttraumatice

Dilatarea cu baloane nu este indicată n :�

stricturile inflamatorii fibroase sau ischemicela bolnavii transplantaţistricturile pieloureterale congenitalestricturi benigne ureterale

Plasarea stenturilor ureterale este indicată n :�

stricturi benignestricturi maligne

Recanalizarea tubara

Thurmond si Rosch au imaginat o  nouă metodă de histerosalpingografie utiliz�nd o cupă specială ca instrument de vidare. Aceasta permite intubarea ostiumului tubar proximal cu un cateter coxial. Prin această metodă se poate

Page 46: Planul de Examinare a Unei Imagini

realiza recanalizarea trompei Fallopi folosind un ghid de cateter de 3 F. Metoda este alternativă la tehnica chirurgicală care este mult mai costisitoare şi invazivă.

Metode intervenţionale pentru terapia durerii

 neuroliza percutană a plexului celiac şi sub ghidaj CT cu etanol. Se utilizează calea de acces anterioară.

neuroliza percutană a N. splahnici utilizează calea de acces posterioară sub ghidaj CT

simpatectomia percutană cu fenol

Pentru tulburarile vasospastice ale membrelor superioare şi arteriopatii injectarea se face paravertebral cu ac Chiba 22G la nivelul T3 n regiunea� simpaticului sub ghidaj CT şi L2-L4 pentru arteriopatia membrelor inferioare.

decompresiune discala percutana cu laser pentru radiculoalgiile determinate de hernia de disc

 

 

�