A multislice CT alkalmazásánál elôforduló diagnosztikai csapdák és mûtermékek

C T- D I A G N O S Z T I K A

Összefoglaló közlemény

A multislice CT alkalmazásánál elôforduló diagnosztikai csapdák és mûtermékek Baranyai Tibor

Diagnostic pitfalls and artifacts of multislice CT

Az utóbbi másfél évtizedben látványos fejlôdés tapasztalható a radiológiai diagnosztikában. A modern ultrahang-, CT- és MR-berendezések, valamint a dinamikus szoftverfejlesztés nagyságrenddel javította a diagnosztikai biztonságot, aminek eredményeként hiba- és tévedési lehetôségeink is csökkentek. A multislice komputertomográfia megjelenésével nô a vizsgálati sebesség, a szubmilliméteres kollimáció, a szubszekundumos szkennelési idô javítja a kép térbeli felbontóképességét, csökkennek a mozgási mûtermékek, javul a parenchymás szervek megítélése. A multislice CT azonban az új technika révén új problémákat is felvet. A gyorsabb adatgyûjtés miatt csökken az akvizíciós idô, ezért igen pontosan kell idôzíteni a kontrasztanyag-követést. Zavaró hatást fejt ki a környezetre a pulzáló képletekben hirtelen megjelenô magas kontrasztanyag-denzitás, amelyet ezért tévesen interpretálhatunk. A másodlagos rekonstrukció célirányos elvégzése (két- és háromdimenziós rekonstrukció) csökkentheti a diagnosztikai csapdák és mûtermékek lehetôségét. A vékony szeletekbôl megfelelô átfedéssel készített rekonstrukciós metszetképek képélessége és térbeli felbontása jó, ellenkezô esetben a képminôség romlik, bizonyos képletek „eltûnhetnek”, nem ábrázolódnak. MIP (maximum intensity projection) CT-angiográfiánál a csont megfelelô eliminálása, a VOI (volume of interest) helytelen kiválasztása fals pozitív eredményhez vezethet, lehetetlenné válhat a kiserek megítélése. A lágy plakk és a fali thrombus elkülönítése is problémát okozhat, a kemény plakk szûkületet utánozhat. A légzési és a pulzációs mozgás okozta, valamint a keménysugár és az áramlásfüggô mûtermékek ismerete nagyon fontos. A virtuális endoszkópia során tapasztalható differenciálási nehézség, a parciálisvolumen-effektus hatása, a különbözô beavatkozások utáni állapotok interpretációja, az implantátumok zavaró hatása diagnosztikai és differenciáldiagnosztikai nehézségeket okozhat.

10

There is a spectacular development in diagnostic radiology in the last one and a half decades. State-of-the-art US, CT and MR appliances and the dynamic software developments has improved diagnostic safety by order of magnitude, which resulted in the reduction of possible errors and misinterpretations. The advent of MSCT resulted in shorter scanning times, the submillimeter collimation and the subsecond scan time improves the spatial resolution of the image, the motion artifacts are reduced and the evaluation of the parenchymal organs improves. However, the new technology of MSCT raises new questions. Due to faster data collection the acquisition time decreases, that is why the tracing of the contrast material must be accurately timed. The high contrast material density that appears suddenly in pulsing vessels makes a disturbing effect on its environment, thus making way to erroneous interpretation. The performance of a secondary reconstruction (2D and 3D reconstructions) may diminish the possibility of diagnostic pitfalls and artifacts. Reconstruction increments made from appropriately overlapping thin slices are required for good image quality and spatial resolution, otherwise the image quality is deteriorating, some vessels might “disappear”, they are not depicted. We are struggling with several problems using MIP CTangiography. The proper elimination of the bones, the improper selection of VOI (volume of interest) might lead to false positive result, and the assessment of small vessels might become impossible. The differentiation of soft plaque and vessel thrombus can also be a problem, and the hard plaque may imitate a constriction. The knowledge of breath and pulsating motion artifacts, beam-hardening artifacts and flow-related artifacts is essential. Differentiating difficulties during virtual endoscopy, the partial volumen effect, the interpretation of various post-operative conditions, the disturbing effects of implants may cause diagnostic and differential diagnostic problems.

Érkezett: 2006. január 6. Elfogadva: 2006. február 1.

A szerzô összefoglalja azokat a hiba- és tévedési lehetôségeket, artefaktumokat, amelyek a multislice CT alkalmazásánál a protokollok betartása mellett is elôfordulhatnak.

multislice komputertomográfia (MSCT), diagnosztikai csapda, mûtermékek

The author gives a summary of possible errors, misinterpretations and artifacts that may occur with the application of MSCT even if examination protocols are followed.

multislice computed tomography (MSCT), diagnostic pitfall, artifacts

DR. BARANYAI TIBOR (levelezési cím/correspondence): Sopron Megyei Jogú Város Erzsébet Kórház, a Debreceni Egyetem Orvos- és Egészségtudományi Centrum Oktató Kórháza, Röntgen- és Izotópdiagnosztikai Osztály/Elisabeth Town Teaching Hospital, Department of Radiology; H-9400 Sopron, Gyôri út 15. E-mail: [email protected]

korábbi évtizedek radiológiai vizsgálatai – amelyekben nyilvánvalóan nagyobb teret kaptak a hagyományos röntgenvizsgálatok – körülbelül 30%-os tévedési arányt mutattak az irodalmi adatok szerint. Az egyes amerikai intézmények saját munkájuk értékelése alapján lényeges eltérésekrôl számolnak be1. A modern képalkotó diagnosztika, elsôsorban a CT, sokat változtatott ezen a nem túl kedvezô helyzeten, és nagyságrenddel csökkent a tévedési ráta2. A multislice CT-k megjelenésével – az elnevezésben különbözô szinonimák vannak, s általában akkor beszélünk ilyen készülékrôl, ha egyidejûleg több mint két detektorsort alkalmazunk – drámai mértékben nôtt a vizsgálati sebesség, csökkent a kollimáció és a szkennelési idô. A csô egy másodpercnél rövidebb ideig tartó körbefordulása és a több detektorsor gyorsabb és több adat gyûjtését, nagyobb terület leképzését teszi lehetôvé, igazi térfogat-adatgyûjtés valósul meg3. A csökkent kollimációval egy milliméternél kisebb szeletvastagságot érhetünk el, jelentôsen javul a Z tengely mentén a kép térbeli felbontóképessége. További elôny a röntgencsô jobb kihasználtsága (amely a leggyorsabban kopó, s egyben legdrágább alkatrész), a leképzés hosszúságának nagyfokú növekedése és a rekonstrukciós idô rövidülése. A szubmilliméteres kollimáció már nem csak a speciális felhasználási területekre korlátozódik4. A rövidebb szkennelési idônek számos elônye van, amelyek közül ki kell emelni, hogy csökkennek a mozgási mûtermékek, amely igen fontos szempont például a gyerekek, a traumás betegek, az akut esetek vizsgálatánál5. Javul a parenchymás szervek

A

MAGYAR RADIOLÓGIA 2006;80(1–2):10–26.

ábrázolása, mivel jól meghatározható az ideális kontrasztfázis, s ezáltal csökkenthetô a kontrasztanyag-mennyiség. A gyors képalkotás lehetôvé teszi a perfúzió követését. Az új technika azonban új problémákat vet fel. A gyorsabb adatgyûjtés miatt szûkül az az idô, amíg a leképzés (akvizíció) folyik, így a kontrasztanyag-paraméterek céltérfogat-specifikus meghatározása és ezek betartása igen fontos. A multislice komputertomográfiánál (MSCT) a fiziológiás konyhasó-bemosási technika (salina flush) alkalmazása lehetôvé teszi bizonyos artefaktumok kiküszöbölését, hiszen ismeretes, hogy a hirtelen megjelenô magas kontrasztanyag-denzitás zavaró hatással van a pulzáló képletek esetében a környezetre. A rekonstruált finom szeletes axiális képek tetszôleges síkú kétdimenziós rekonstrukciót (MPR, multiplanar reconstruction) és igen jó háromdimenziós [MIP, SSD (shaded surface display), VRT (volume rendering technics)] ábrázolást biztosítanak6. Hátrány, hogy a multislice CT-t használók elsôként a szeletképek áradatával szembesülnek, ezek leletezése elsôre szinte elképzelhetetlenül nagy terhelésnek tûnik. A kiutat legtöbbször a két és három dimenzióban történô rekonstrukció és ezen metszetekbôl történô leletkészítés jelenti. Vannak azonban olyan esetek, ahol a vizsgálat jellegébôl adódóan nem lehet lemondani az axiális szeletkép nyújtotta információ áttekintésérôl, hiszen ezek nélkül komoly tévedési lehetôségek adódhatnak. Így számos artefaktum kiküszöbölhetô (például tüdôembóliát utánzó vénás telôdési hiány). A tüdôrák korai felismerése elkerülhetetlenné te-

11

szi, hogy a radiológus végigböngéssze a teljes tüdôvolument a nodulusok után kutatva7. Ezt a mûveletet meg is kell ismételnie az elsô vizsgálat során talált gyanús csomókat és azok térfogat-növekedését nyomon követô, ellenôrzô vizsgálata során. Itt nô meg a szerepe a radiológus munkáját megkönnyítô, könnyen kezelhetô szoftvernek, illetve a legutóbbi idôben a CAD-nak (computer aided diagnosis), amikor a szoftver önállóan látja el a kívánt funkciókat, a radiológus feladata csak az ellenôrzés8. Szeretném felhívni a figyelmet arra, hogy a kétés háromdimenziós rekonstrukciós képekben és vastag szeletekben archivált információ már nem módosítható, ugyanakkor lehetetlen a nagyszámú finom szeletes axiális képanyag archiválása, ezért igen fontos a körültekintô rekonstrukció elvégzése9, 10. Az MSCT-vel kapcsolatos hiba- és tévedési lehetôségek széles körét említhetjük, amelyek közül minden vizsgálatra érvényes általános szempont: – a helyes indikáció felállítása, – a beteg elôkészítése, – a beteggel kapcsolatos konkrét klinikai ismeretek közlése, – a radiológiai elôzmény. Mindezek együtt határozzák meg – a feltételezett diagnózis alapján – a kivizsgálás menetét, a meglévô protokollok esetleges módosítását.

Á LT A L Á N O S

SZEMPONTOK

csökkentésére (Buscopan vagy glükagon adásával), a mozgásból adódó artefaktumok csökkentése végett. A beteg elhelyezése, a helyes beállítás és rögzítés a vizsgálat megkezdésekor szintén a mozgási mûtermékek csökkentését szolgálja, illetve sugárvédelmi szempontból is jelentôs, védeni kell a radioszenzitív területeket (pajzsmirigy, emlôk, gonádok). Figyelni kell a fémek, fémtartalmú tárgyak (cipzárak, kapcsok, elektródák, fémtartalmú tubusok) eltávolítására is. A vénabiztosítás korábban orvosi feladat volt, ma egyre inkább asszisztensi (operátori) feladattá vált, ami jelentôs orvosi erôforrás-megtakarítást jelent. A perifériás véna biztosításánál fontos szempont, hogy milyen flow-val kívánjuk beadni a kontrasztanyagot (3–5 ml/s flow: 18–20 G vénakanül; >5 ml/s flow: 16–17 G vénakanül), ennek megfelelô méretû kanült kell választani. A kontrasztanyag beadható centrális vénás kanülön (1,5–2 ml/s flow), nagy centrális vénakatéteren (például dialíziskatéter, >4 ml/s flow) keresztül. A lábfejvénába helyezett kanül fôleg gyerekeknél jön szóba, de a vena femoralis is megszúrható Seldinger-technikával. Ez utóbbi esetekben a vena cava inferiorban kilalakuló magas kontrasztanyag-koncentráció miatt artefaktumra kell számítani. A centrális vénakatéter behelyezését követôen ügyelnünk kell arra, hogy a kontrasztanyag beadása elôtt kiszívjuk a kanül bealvadását gátló heparinos oldatot. A beadás után rögtön át kell mosni a kanült 20 ml fiziológiás konyhasóoldattal és méretétôl függôen 1,6–1,8 ml nátrium-heparint kell beadni alvadásgátlóként.

Beteg-elôkészítés Vizsgálattervezés A beteg elôkészítésénél, ha már az MSCT-t indikáltuk, számos fontos szempontot kell figyelembe venni annak érdekében, hogy a vizsgálat sikeres legyen. Ha a beteg a vizsgálatra megérkezett, nagyon fontos az adatok egyeztetése, a beleegyezô nyilatkozat kitöltése. Tisztáznunk kell a vesefunkciós értékeket; a kontrasztanyag-érzékenységet; hogy felfüggesztették-e a Merckformin-terápiát; fennáll-e hyperthyreoidismus; hogy a beteg éhgyomorra van-e; megtörtént-e a bélelôkészítés például virtuális kolonoszkópia esetén11. A gyermekek vizsgálatánál alapvetô kritérium az aneszteziológussal való együttmûködés, különösen az újszülött–három év közötti gyermekeknél, intenzív ellátásra szoruló betegeknél. A vizsgálat elôtt szükség lehet a bélperisztaltika

12

A vizsgálat egyik legjelentôsebb fázisa a szkenneléstervezés, a posztprocesszálással és archiválással bezárólag. Ezek a paraméterek nagymértékben befolyásolják a vizsgálat eredményét, annak minôségét, illetve a mûtermékek csökkentését. Nagyon fontos annak az ismerete, hogy a jobb cubitalis vénába beadott kontrasztanyag mikor érkezik meg a különbözô szervekhez (1. táblázat). Lényeges, hogy milyen a különbözô szervek, érképletek, elváltozások kontrasztanyag-halmozása az idô függvényében (idô-denzitás görbe, 1. ábra), és milyen hatással van a flow-növekedés a parenchymás szerv és az érképlet kontrasztanyag-halmozására (2. ábra). Az aortaenhancement „plateau” ideális idô az artériás fázis leképzésére és a vizsgált szervek korai artériás fázisainak megítélésére.

Baranyai Tibor: A multislice CT alkalmazásánál elôforduló diagnosztikai csapdák

1. táblázat. A jobb cubitalis vénába beadott kontrasztanyag megérkezési ideje a különbözô szervekhez Szerv

Érkezési idô (s)

Jobb pitvar

6–12

Fô pulmonalis artéria

9–15

Bal pitvar

13–20

Aorta

15–22

Carotisok

16–24

Arteria renalis

18–27

Arteria femoralis

22–33

Vena jugularis

22–30

Vena renalis

22–30

Vena cava superior

24–32

Vena cava inferior

120–250

Vena lienalis

30–45

Vena mesenterica

35–50

Vena hepatica

50–80

Vena femoralis

120–250

1. ábra. Különbözô anatómiai képletek, szervek idôdenzitás görbéje 80 ml kontrasztanyag 3,5 ml/s flowval való beadása után. Jól látható az idô függvényében a kontrasztanyag-enhancement csúcsa

Ha a flow-növekedés hatását figyeljük az aortában és egy parenchymás szervben, láthatjuk, hogy az aortaenhancement növekedése exponenciális, míg a parenchymás szerveknél a flow bizonyos szint fölötti emelésének nincs értelme, hiszen az enhancement nem növekszik. Ez igen fontos matematikai modell a kontrasztanyag-volumen és flow rates meghatározására12–15.


2. ábra. Kontrasztanyagflow-nagyság és -enhancement összefüggése a hasi aortában és a májparenchymában. Az aortaenhancement erôsen függ a flow növekedésétôl. A májparenchyma kontrasztanyagfelvétele bizonyos szint felett független a flow rate-tôl

A kontrasztbolus-idôzítés a gyorsabb adatgyûjtés miatt szükséges, hiszen másodperces szkennelési idôrôl beszélünk, s az eredményablak erôsen beszûkül. Nyilvánvaló, hogyha nem elég kontrasztanyagot adunk be, vagy túl alacsony flow-t választunk, ez vizsgálati hibához és tévedéshez vezethet. A kontrasztanyag mennyiségének meghatározására a delay és a leképzés idejének figyelembevételével a következô képletet alkalmazhatjuk: kontrasztanyag-mennyiség=(késleltetési idô+szkennelési idô)×befecskendezési sebesség. A leképezés szempontjából nagyon fontos a kontrasztanyag adásánál a scan delay meghatározása (1. táblázat), illetve a szkennelési idô megtervezése aszerint, hogy egy- vagy többfázisú vizsgálatot akarunk-e végezni. Az optimális telôdés meghatározása érdekében különbözô módszerek állnak rendelkezésünkre: – A standard idôzítés késleltetése megtervezhetô (1. táblázat) a különbözô szervekhez a kontrasztanyag várható megérkezési idejének ismeretében. – A tesztbolussal történô delay-meghatározásnál kis kontrasztanyagbolust (20–30 ml) fecskendezünk be, sorozatképeket készítünk a ROI (region of interest, a vizsgálandó régió) területérôl, így meghatározhatjuk az idô-denzitás csúcsértékét. – A boluskövetés általában rendelkezésünkre áll a multislice CT-nél16. A módszer lényege, hogy a gép automatikusan figyeli a kijelölt területen a kontrasztanyag-halmozás növekedését. Ha ez a beállított szint fölé emelkedik, akkor felgyorsul a csô forgása és öt-hat másodperc után (gépspecifikus

13

b

a

3. ábra. Koronális multiplanáris rekonstrukció a felsô hastájékról. a) Vékony metszetvastagság (1,0 mm), jó térbeli felbontás, a képzaj magas. b) Vastag metszetvastagságú multiplanáris rekonstrukció (3,0 mm). A képminôség javul, jó kontrasztfelbontás. A parciálisvolumen-effektus miatt kis képletek eltûnhetnek

gyári adatok) kezdôdik az akvizíció az optimális fázisban. A beállított szint eléréséig alacsony mA-rel, egyszeletes elôválasztott síkban történik a leképzés. Ezen technika hiányában a rosszul kivitelezett többfázisú kontrasztanyagos MSCT-vizsgálattal nehezen vagy tévesen ítélhetô meg a térfoglaló tumor környezethez való viszonya, kiindulás helye.

B U KTAT Ó K É S LEHETÔSÉGEK

b

TÉVEDÉSI

Az akvizíció utáni axiális képek feldolgozása, valamint a két- és háromdimenziós képmegjelenítés értékelése számos buktatót, tévedési lehetôséget rejt magában. A mozgókép-megtekintés igen jó módszer az axiális szeletek nagy számának átnézésére, de a rekonstruált képek is gyorsan áttekinthetôk. Nagy a tévedési lehetôség, amikor a kezdeti fázisban a filmekrôl áttérünk a mozgóképek megtekintésre. Nagyon fontos az irányok ismerete, és a képváltási sebesség helyes megválasztása, vagyis mindenkinek ki kell alakítania a saját feldolgozási szisztémáját17, 18. A multiplanáris rekonstrukció (MPR) tetszôleges síkban, a rekonstruált axiális képek halmazából nyert kétdimenziós rekonstrukciós technika. Ezzel kapcsolatosan hiba adódhat a rekonstruált metszet vastagságából (3. ábra). Nagyon fontos a leképzésnél a vékony kollimáció (0,5–0,75 mm); az elsôdleges rekonstrukciónál

14

a

4. ábra. Koronális multiplanáris rekonstrukció. a) A vékony kollimáció (0,75 mm) és optimális átfedés (0,5 mm) javítja a képminôséget. b) Vastag szeletekbôl (3 mm) 2,0 mm-es átfedéssel romlik a képélesség és a térbeli felbontás

(axiális szeletek készítése) elegendônek tûnik 20% overlap alkalmazása, a háromdimenziós rekonstrukciónál az optimális minôséghez 50% overlap a megfelelô átfedés. Jó minôségû MPR nyerhetô, ha a metszetvastagság 30–50%-a az átfedés (4. ábra). Vékony szeletekbôl megfelelô átfedéssel (reconstruction increment) készített MPR-nél javul a képélesség a Z tengely mentén, míg a vastag szeletekbôl készült MPR kisebb átfedéssel rontja a képélességet, illetve a térbeli felbontást. A hibalehetôségek elkerülése, illetve a jobb percepció és interpretáció érdekében nagyon fontos a megfelelô irányú síkok kiválasztása és – az elôbbiekben láttuk – a szükséges metszetvastagság meghatározása.


a

b

7. ábra. Axiális MIP-angiográfia. A bal oldali arteria carotis internában lágy plakkra utaló árnyékkiesés, körülötte magas denzitással kontrasztanyag-telôdés (nyíl) 5. ábra. MIP-angiográfia. a) A túl széles VOI, arteria tibialis anterior „elzáródást” produkálhat. b) Helyesen kiválasztott VOI-nál a csont közelében futó arteria tibialis anterior átjárható

6. ábra. Koronális és ferde MIP-angiográfia. Mindkét arteria carotis bifurcatióban meszes plakk látható. Lágy plakk, illetve fali thrombus nem ítélhetô meg


A MIP (maximum intensity projection) CT-angiográfiánál problémát okozhat, hogy nem megfelelô a csont eliminálása a volumenadatokból. Az ér közelében lévô magas sugárabszorbciójú struktúra zavaró és hibaforrás lehet (csont) (5. ábra). A kiserek elnézhetôk, ha sugárabszorbciójuk azonos vagy kisebb, mint a háttér és a környezet sugárabszorbciója19, 20. Az intravascularis laesiók megítélésénél a lágy plakk, illetve fali thrombus okozhat problémát. Ezeket gyakran nem tudjuk direkt módon ábrázolni a MIP-en (6. ábra). Relatíve vastag MIP-nél a kontrasztanyaggal megfestett érlumen elfedheti a parciális volumeneffektus miatt a lágy plakkot; ilyenkor fontos az axiális metszetképek áttekintése (7. ábra)19. Az érfalban lévô meszesedések jól elkülönülnek a nagy sugárgyengítés miatt. Hibalehetôség a CTangiográfián, hogy a meszes plakk fedheti a stenosist [8. a) ábra]. Ilyenkor a CPR (curved planar reconstruction) segíthet a szûkület pontos ábrázolásában vagy kizárásában [8. b) ábra]. Az intimabeszakadás (dissectio) kiterjedésének megítélése szempontjából fontos, hogy a MIP síkját párhuzamossá tegyük a dissectio vonalával17. Ennek hiányában nem ítélhetô meg a dissectio kiterjedése, helytelenül határozhatjuk meg a valódi és

15

a

b

8. ábra. a) Koronális MIP-angiográfia. Aortabifurcatióban és mindkét oldali arteria iliaca communisban meszes plakkok láthatók. Stenosis pontosan nem ítélhetô meg. b) Curved planar reconstruction. A bal oldali arteria iliaca communis átjárható, lényeges szûkület nincs

a

a

9. ábra. Intimabeszakadás az arteria carotis communison. a) Sagittalis MIP-rekonstrukció. Kanyargós érlumen részlegesen ábrázolható, dissectio nem ítélhetô meg teljesen. b) Curved planar reconstruction. A MIP síkját párhuzamossá téve a dissectio vonalával, annak kiterjedése pontosan látszik

b

b

c

10. ábra. Kis pulmonalis góc. a) Vékony szeletes (0,75 mm) axiális multislice CT-kép; a kis góc elnézhetô (nyíl). b) Relatíve vastag axiális szelet (5,0 mm); a kis pulmonalis góc jobban ábrázolódik (nyíl). c) Relatíve vastag MIP (5,0 mm); a pulmonalis góc jól elkülöníthetô (nyíl)

16

állumen arányát, mivel a magas kontrasztú valódi lumen fedi az állumen egy részét (9. ábra). A Thin-slab MIP-technika (vékony metszetû MIP) nagyon fontos a kis gócok detektálásánál, különösen a tüdôben. Az adatgyûjtésnél vékony kollimációt használunk és relatíve vastag MIP-rekonstrukciót készítünk (10. ábra). Ezeket a MIP-rekonstrukciókat mindig el kell készíteni, hiszen ezeken szembetûnô az erek és a gócok közötti különbség21. Vigyázni kell a MinIP (minimum intensity projection) vizsgálatnál,


11. ábra. VRT háromdimenziós rekonstrukció a térdtájékról. A reluxaszerû artefaktum törésvonalat utánozhat (nyíl)

amelyet elsôsorban a tracheobronchialis rendszer elváltozásainak, valamint az epe- és pancreasvezeték megítéléséhez alkalmazunk, mert kellô tapasztalat hiányában félreértelmezhetôk a zavaró artefaktumok. A légzés- és a pulzációs mozgás áttevôdése a tüdôszövetre intraluminalis (intratrachealis, intrabronchialis) kis tumort utánozhat22. Az SSD-rekonstrukciónál, amely meglehetôsen küszöbérték- (threshold-) függô, a rosszul megválasztott küszöbérték esetén álnegatív vagy álpozitív diagnózis születhet23. Mind az SSD- (shaded surface display), mind a VRT- (volume rendering technics) vizsgálat esetében törekedni kell a munkaállomáson az axiális képek és egyéb rekonstrukciós képek elemzésére is, hiszen végleges diagnózis adására a háromdimenziós technika önmagában nem alkalmas24. A VRT-vizsgálatnál kevésbé kell tartani a pseudostenosis vagy a pseudoocclusio téves diagnózisától, viszont másféle artefaktumokra kell figyelni: – A venetian blind artifacts – reluxaszerû artefaktum – a csontoknál törés gyanúját keltheti (11. ábra), és zavarja a megítélést a virtuális háromdimenziós vizsgálatoknál. – Az image noise (képzaj) irregularitást okoz a felületen24. A virtuális endoszkópia az SSD és VRT kombinációja, háromdimenziós megjelenítési technika, az endoszkópos képmegjelenítés modellezése.


Virtuális angioszkópiánál az optimális thresholding megválasztásával kisebb a valószínûsége, hogy a kiserekben pseudostenosist és pseudoocclusiót véleményezünk. A virtuális bronchoszkópia segítségével jobban kiszûrhetôk a fali pseudodefektusok a bronchusokban, valamint a légzés és a pulzáció következtében létrejövô gyûrûszerû disztorziók a hörgô falán (polypoid elváltozás). A virtuális gasztroszkópiánál kevésbé kell számolni a folyadék okozta belsô felület elmosottságával, és a virtuális kolonoszkópiánál a colonban lévô fali pseudodefektusok és valódi eltérések (skybala és polip) összetévesztésének a lehetôségével. A virtuális vizsgálatoknál a vélt elváltozás megítélése szempontjából fontos a kiegészítô MPR-képek áttekintése is (12. ábra)25, 26. A parciálisvolumen-effektus okozta artefaktumok is téves interpretációt eredményezhetnek. Az I. borda sternalis vége intrapulmonalis gócot, a gázos colon a máj bal lebenyében hipodenz térfoglalást utánozhat. Ilyenkor a szomszédos szeleteket is át kell tekinteni, és általában tisztázódik a helyzet. A parenchymás szervekben elôforduló típusos kis cisztánál a cisztát körülölelô normális parenchyma magas kontrasztanyag-felvétele a parciálisvolumen-effektus következtében 10–15 HU fölötti denzitásváltozást okozhat, tumor gyanúját keltve27. A pulmonalis kiserek ábrázolása, ha a leképzés a kiserek vonalában történik, a parciálisvolumen-effektustól függ. Nagy szeletkollimációt alkalmazva nem lehet elkülöníteni a kontrasztanyag által „gyengébben megfestett” kisereket a környezetüktôl a MIP- vagy SSD-rekonstrukciós képeken sem. A leképzés síkjában lévô kiserek viszont lényegesen jobban felismerhetôk, magas kontraszttelôdést mutatnak a vékony kollimációval végzett vizsgálatnál. Nem helyesen kivitelezett vizsgálat esetén a parciálisvolumen-effektus az ilyen kiserek szegmentális szûkületének látszatát keltheti28. A beam-hardening artifacts (keménysugár-artefaktumok) esetén patológiás elváltozás gyanúja merülhet fel. A bordák a mögöttük elhelyezkedô máj állományára vetülve, mint hipodenz artefaktumok intrahepaticus laesio képét utánozhatják. A beépített fém hatására a környezetükben (mögötte „sugárra éhes” detektor) csíkokként artefaktumok keletkeznek (13. ábra). A kis fémtestek (klipsz, kapocs) a parciálisvolumen-effektus következtében, a titaniumimplantátumok a kisebb sugárelnyelés miatt általában nem okoznak ilyen erôteljes mûterméket29, 30.

17

a

b

12. ábra. Virtuális kolonoszkópia és koronális multiplanáris rekonstrukció. a) Rectum–sigma határon lument szûkítô tumoros folyamat. b) A tumor mellett, attól oralisan polypus. A haustrumok a multiplanáris rekonstrukción jól elkülönülnek. c) Polypust utánzó skybala. A bélfal és skybala között hipodenz vékony sáv

A vese üregrendszerében a kiválasztás fázisában kialakuló intenzív telôdés miatt a parenchymában keménysugár-artefaktum jöhet létre, amely parenchymagyulladást utánozhat (14. ábra)31. Hasonló mûterméket okozhat a húgyhólyagban rétegzôdô kontrasztanyag a lateralis hólyagfal és a medencecsont között31, 32. Az erekben gyorsan megjelenô magas kontrasztanyag-denzitás az erek környezetében keménysugár-artefaktumot hozhat létre (15–17. ábra). A gastrointestinalis traktusban a korábbi vizsgá-

18

latból visszamaradt bárium a belek környezetében intenzív csíkozottságot idézhet elô32. A fogimplantátum a nyaki szakaszon hipo- és hiperdenz csíkozott artefaktumot eredményezhet, zavarva a carotis bifurcatio megítélését. A megoldás ebben az esetben a beteg állának felemelése oly módon, hogy a fogsor vonala párhuzamos legyen a szkennelés síkjával és ezáltal a célterületen kívül helyezkedjen el30. A fémtartalmú vascularis stentek és az érfalmeszesedések lényegesen magasabb denzitásúak,


c

13. ábra. Axiális multislice CT. Bal csípôtájékon beépített fém közelében hiper- és hipodenz csíkos artefaktumok

12. ábra folytatása. (A c) ábra aláírását lásd a 18. oldalon!)

14. ábra. Axiális multislice CT. A vesék üregrendszerében intenzív kontrasztanyag-kiválasztás, amely a parenchymában küllôszerû hipodenz csíkozottságot okoz

mint a megfestett vascularis lumen. CT-vizsgálatnál a limitált térbeli felbontás következtében ezek a képletek elmosódottan és „kiszélesedve” jelennek meg a Z tengely mentén. Ez a „blooming” (durva henger) effektus (18. ábra). Az anatómiai képletek mozgásából adódó mûtermékek típusai: – pulzációs, – légzési, mozgási, – áramlási. Pulzációs artefaktum léphet fel, ha egy kontrasz-

tos (magas denzitású) struktúra pozíciója, konfigurációja, átmérôje megváltozik a pulzáció miatt. A mozgási mûtermékekre jellemzô a kettôs kontúr, a csíkozottság, a fûrészfogszerû, egyenetlen kontúr vagy kontúrmegszakadás a Z tengely mentén. A szív pulzációja félhold alakú (19. ábra), vagy többszörös üreges megjelenés érzését keltô artefaktumot (20. ábra) okozhat, disszekciót utánozva. Az erôs pulzáció gyakran akadályozza az aortagyök és -ív leképzését. A fiatalok ereinek elaszticitása extrém pulzációs mûterméket idézhet elô, ami fon-


19

17. ábra. Axiális multislice CT. A vena subclaviában lévô kontrasztanyag magas kontrasztartefaktumként ptx gyanúját kelti

15. ábra. Axiális multislice CT kontrasztanyagadás után. A vena cava superiorban a magas kontrasztanyagdenzitás a környezetben csíkos artefaktumot okoz, az aorta ascendensen dissectiót utánoz

a

b

16. ábra. Az arteria pulmonalisban a magas denzitású kontrasztanyag csíkos artefaktuma az aortában dissectiót szimulál

tos szempont a CTA indikációjánál és megítélésénél33, 34. A pulzációs mûtermék hilaris elváltozást utánozhat (21. ábra). Pulzáció okozta pozícióáthelyezést láthatunk a hasi aortánál, a renalis artériáknál, különösen a vesegraft-artériáknál vagy az aortaív és nyaki szakasz területén (22. ábra)34. A gyorsabb asztalléptetés is fokozza az artefaktumok Z tengely menti megjelenését. EKG-vezérelt tech-

20

18. ábra. MIP. a) Hasi aortastent-beültetés utáni állapot, 60/300 ablakbeállítással. A stenosis mértéke túlbecsült. b) Széles ablakolásnál (250/800) a szabad érlumen jól megítélhetô


19. ábra. Axiális multislice CT-kép kontrasztanyagadás után. Pulzációs artefaktum az aortán

20. ábra. Axiális multislice CT-kép kontrasztanyagadás után. Az aorta kettôs kontúrja többszörös üreges megjelenés érzését kelti dissectiót utánozva


21. ábra. Axiális multislice CT-kép. Pulzációs artefaktum hilaris meszesedést utánozhat, emphysemaszerû hipodenzitást hozhat létre

nikával csökkenthetô a pulzációs hatás az MSCTnél (10–16 detektorsornál). A légzési mozgások által okozott artefaktumok a mozgás irányától és amplitúdójától függôen kontúrmegszakadást, stenosist vagy aneurysmát utánozhatnak. A nagy légzési elmozdulás bronchiectasia gyanúját keltheti, kettôs kontúrt hozhat létre. Az akvizíció alatti jelentôs légzômozgás okozta elmozdulás a csontstruktúra megszakadását imitálhatja és fractura gyanúja merülhet fel (23. ábra). A légzési elmozdulások a vese kontúrján (és természetesen a bôr felületén is) mozgási artefaktumként hullámos kontúrt eredményezhetnek (24. ábra). A légzési, mozgási mûtermékek kiküszöbölése érdekében a beteget tájékoztatni kell a légzés-viszszatartásos (breth holding) technika alkalmazásáról. A kontrasztanyag okozta áramlási mûtermékek viszonylag azért gyakoriak, mert hirtelen erôsen eltérô enhancementû (denzitású) érrészletek jelennek meg a rövid szkennelési idô és a gyors befecskendezés következtében35. Ezek az áramlásfüggô mûtermékek a vascularis rendszer különbözô kontrasztanyag-tartalma miatt jönnek létre. Az érpálya hosszúsága, a vascularis rezisztencia (artériás fázis-

21

22. ábra. VRT rekonstrukciós kép. A truncus brachiocephalicuson, a bal oldali arteria carotis communison és az arteria subclavián fûrészfogszerû kontúrirregularitás látható. Hasonló elváltozás van az aortaíven

23. ábra. Sagittalis multiplanáris rekonstrukció. Légzési elmozdulás a sternum megszakadását (törését) imitálja

ban), a szöveti transit time különbözôsége (vénás fázisban) következtében a vér és kontrasztanyag keveredik, s ez thrombust szimulálhat (25. ábra). Áramlásfüggô mûtermék az érben a kontrasztanyag-rétegzôdés, ami akkor jön létre, ha az érben alacsony a vértartalom és a denz kontrasztanyag alul helyezkedik el (26. ábra). Csökkenthetjük az artefaktumok kialakulását, ha lökésszerûen konyhasóoldatot adunk be a kontrasztanyag után, vagy ha megváltoztatjuk a szkennelés irányát, ezáltal kedvezôbb lesz a kérdéses érterület ábrázolása is35, 36.

ábra). Ilyenkor a szomszédos szeletek áttekintése, a különbözô rekonstrukciós képek, a kérdéses képlet(ek) enhancementje segíthet a helyes interpretációban. A pulmonalis vénák, a nyirokszövet, a perivascularis szövetek, a szomszédos hörgôkben lévô nyálka vagy folyadék pulmonalis emboliát utánozhat, hamis diagnózishoz vezethet. A vizsgálati paramétereket az optimális pulmonalis artériás enhancementre kell tervezni. Ebben az idôpontban a tüdôvénák változó mennyiségû kontrasztanyagot tartalmaznak, s a szegényesen telôdött vénákban az áramlási mûtermék pulmonalis emboliát szimulálhat. Ilyenkor a koronális és ferde MPR- és MIP-képeken a bal pitvar felé futó véna azonosítható, és a vonalas, sávszerû mûtermék is felismerhetô37. Fontos, hogy ne tévesszük össze a hiányosan telôdött vénát az arteria pulmonalissal. Általános szabály, hogy az artériák és hörgôk egymással párhuzamosan fut-

A NORMÁLIS ÉS PA T O L Ó G I Á S Á L L A P O T O K INTERPRETÁCIÓJA Elôfordulhatnak téves értelmezések anatómiai variációk és bizonyos normális anatómiai képletek esetében is, például ha térfoglalást utánoznak (27., 28.

22


26. ábra. Axiális multislice CT. Áramlásfüggô mûtermék, az érben kontrasztanyag-rétegzôdés (nyíl) látható

a

24. ábra. Koronális multiplanáris rekonstrukció. Légzési elmozdulás a vese kontúrján elongációkat okoz tumort utánozva (nyilak)

b

25. ábra. Axiális kontrasztanyagos multislice CT. Kontrasztanyag okozta mûtermék. A vena cava superiorban erôs kontrasztanyag-enhancement. A lumenen belüli hipodenz terület thrombust utánoz


27. ábra. a) Axiális natív multislice CT. A bal vena renalis retroaortikus lefutású, nyirokcsomót utánozhat (nyíl). b) VRT-rekonstrukció. Retroaortikus lefutású bal oldali vena renalis (p-a nézet)

23

28. ábra. Axiális natív multislice CT. A hasi aorta mellett nyirokcsomó-megnagyobbodást utánzó bélárnyék (nyíl) 30. ábra. Axiális multislice CT kontrasztanyagadás után. Húgyhólyagban TUR utáni fali megvastagodás tumor gyanúját kelti

29. ábra. Axiális multislice CT. A kontrasztanyaggal kitöltött pulmonalis arteria hiperdenz, mellette folyadékkal telt, tágult hipodenz hörgô, a hörgôfal magasabb denzitású szegélyként ábrázolódik (nyíl)

nak, míg a vénák lefutása a bal pitvar felé független a hörgôktôl. A hörgôkben lévô nyálka vagy folyadék (krónikus obstruktív tüdôbetegség, posztoperatív állapot, lélegeztetés) alacsony denzitású, míg a hörgôfal magas denzitású szegélyként látható. Ez a kép akut pulmonalis emboliát utánozhat (29. ábra). A nyirokszövet a pulmonalis artériák elágazásainál okozhat diagnosztikai nehézséget. Kontrasztanyagos MSCT-vizsgálatnál a hilusi és subcarinalis nyirokcsomók occlusiv embolust utánozhatnak.

24

Ilyenkor hiányzik az akut emboliát körülvevô kontrasztszegély. A gondosan elvégzett MPR és MIP rekonstrukciós metszetképeken az artériák melletti megnagyobbodott nyirokcsomók elkülöníthetôk. Ezekben az esetekben alaposan át kell tekinteni a distalis pulmonalis artériákat embolia után kutatva38–40. Különbözô beavatkozások utáni állapotok – elsôsorban sebészi és sugárterápiás kezeléseket követôen – jócskán nehezítik a véleményalkotást. Komoly gondot okozhat a hegszövet és a tumorrecidíva vagy reziduális tumor elkülönítése. Kemoterápia után a pulmonalis metasztázis bronchuscarcinomát utánozhat. A húgyhólyagtumorok sugárterápiája esetén a hólyag alaki deformációja és az esetleges körülírt hólyagfal-megvastagodás tumor gyanúját keltheti. A TUR (transurethralis resectio) utáni húgyhólyagfali ödéma reziduális tumort utánozhat (30. ábra). A prostata-BNH (benignus nodularis hyperplasia) miatt végzett TUR után a prostata centrális részében pseudocysta alakulhat ki.

KÖVETKEZTETÉS Valamennyi radiológiai tevékenységgel kapcsolatban el kell fogadnunk a hiba- és tévedési lehetôséget, hiszen a radiológus is ember. Nem mindegy azonban, hogy milyen a tévedés mértéke, hiszen ha nincs is jelenleg kialakult jogi gyakorlat a diagnosztikus hibák súlyosságának megítélésére, egyet biz-


tosan állíthatunk: általános orvosi és átfogó diagnosztikai ismeretek hiányában, illetve alapvetô emberi mulasztások miatt elkövetett hibákat már gondatlanságnak tarthat a jog, és ennek súlyosak lehetnek mind az erkölcsi, mind a büntetôjogi következményei. Amerikai statisztikák szerint az összes egészségügyi bírósági per 28%-a diagnosztikai tévedésekbôl adódó jogi ügy. Az ehhez tartozó pénzbírság az öszszes bírság 38%-át teszi ki. Érdemes tehát végiggondolnunk, hogyan tudnánk a rendelkezésünkre álló modalitásokkal a lehetô legpontosabb diagnózist biztosítani. Ennek érdekében radiológiai diagnosztikai tevékenységünk során ajánlatos a következôket megszívlelni: – Szerezzük be a lehetô legtöbb információt a betegrôl!

– Jó minôségû vizsgálatot végezzünk a standardok és protokollok szerint! – Csak a sürgôs eseteket leletezzük „sürgôs” tempóban! – Legyünk felkészültek, naprakészek! – Konkrét eseteknél is nézzük meg a szakirodalmat, nem szégyen az utánanézés, olvasás! – Konzultáljunk más radiológussal és klinikussal is, ha kell! – A betegségek elôfordulási gyakoriságát vegyük alapul, ne a saját tapasztalatunkat! – A képek áttekintésére (interpretációjára) mindenki dolgozzon ki saját szisztémát, de a leletezés formai és tartalmi része legyen egységes! Mindezek betartása, a hiba- és tévedési lehetôségek ismerete sokat segíthet a helyes percepció és interpretáció elérésében.

Irodalom 1. Vitello W, Gordon DA. Obvious radiographic scapholunate dissociation: X-ray the other wrist. Am J Orthop 2005; 34(7):347. 2. Balthazar EJ. Pancreatitis associated with pancreatic carcinoma. Preoperative diagnosis: role of CT imaging in detection and evaluation. Pancreatology 2005;5(4-5):330-44. 3. Luccichenti G, Cademartiri F, Nogueira L, Brambilla L, et al. Pitfalls and feasibility of a protocol of virtual colonography designed for the screening of colo-rectal pre-cancerous lesions. Acta Biomed Ateneo Parmense 2005;76(1):20-27. 4. Rubin GD. Date explosion: the challenge of multidetector row CT. Eur J Radiol 2000;36:74-80. 5. Schorn C, Obenauer S, Funke M, et al. Slice sensitivity profiles and pixel noise of multislice CT in comparison with single slice CT (German). Röfo Fortschr Roentgenstr 1999; 171:219-25. 6. Schaller S, Flohr T, Klingenbeck K, et al. Spiral interpolation algorithm for multislice spiral CT-part l: theory. IEEE Trans Med Imaging 2000;19:822-34. 7. Tillich M, Kammerhüber F, Reittner P, et al. Detection of pulmonary nodules with helical CT: comparison of cine and film-based viewing. AJR 1997;169:1611-4. 8. Wormanns D, Fiebich M, Saidi M, et al. Automatic detection of pulmonary nodules at spiral CT: clinical application of a computer-aided diagnosis system. Eur Radiol 2002;12:1052-7. 9. Eibel R, Türk T, Kulinna C, et al. Value of multiplanar reformations (MPR) in multislice spiral CT (German). Röfo Fortschr Roentgenstr 2001;173:57-64. 10. Udupa JK. Three-dimensional imaging techniques: current perspective. Acad Radiol 1995;2:335-40. 11. Nawaz S, Cleveland T, Gaines PA, et al. Clinical risk associated with contrast angiography in metformin treated patients: a clinical review. Clin Radiol 1998;53:342-4. 12. Bader TR, Prokesch RW, Grabenwöger F. Timing of the arterial phase during contrast-enhanced computed tomography of the liver: assessment of normal values in 25 volunteers. Invest Radiol 2000;35:486-92.


13. Bae KT, Heiken JP, Brink JA. Aortic and hepatic peak enhancement at CT: effect of contrast medium injection ratepharmacokinetic analysis and experimental porcine model. Radiology 1998;206:455-64. 14. Chambers TP, Baron RL, Lush RM. Hepatic CT enhancement: Pt I. Alterations in volume of contrast material within the same patients and Pt II. Alterations in contrast volume and rate of injection within the same patients. Radiology 1994; 193:513-22. 15. Fleischmann D, Rubin GD, Bankier AA, et al. Improved uniformity of aortic enhancement with customized contrast medium injection protocols at CT angiography. Radiology 2000;214:363-71. 16. Stueckle CA, Kickuth R, Kirchner EM, et al. CARE-bolus tracking systems in multislice helical computed tomography – a new method in the screening of cardiovascular failure? (German). Der Radiologe 2002;42:480-84. 17. Kalender WA, Prokop M. 3D CT angiography. Crit Rev Diagn Imaging 2001;42:1-28. 18. Kasales CJ, Hopper KD, Ariola DN, et al. Reconstructed helical CT scans: improvement in z-axis resolution compared with overlapped and nonoverlapped conventional CT scans. AJR 1995;164:1281-4. 19. Fiebich M, Straus CM, Sehgal V, et al. Automatic bone segmentation technique for CT angiographic studies. J Comput Assist Tomogr 1999;23:155-61. 20. Ohnesorge B, Flohr T, Schwarz K, et al. Efficient correction for CT image artifacts caused by objects extending outside the scan field of view. Med Phys 2000;27:39-46. 21. Remy-Jardin M, Remy J, Artaud D, et al. Diffuse infiltrative lung disease: clinical value of sliding-thin-slab maximum intensity projection CT scans in the detection of mild micronodular patterns. Radiology 1996;200:333-40. 22. Fotheringham T, Chabat F, Hansell DM, et al. A comparison of methods for enhancing the detection of areas of decreased attenuation on CT caused by airways disease. J Comput Assist Tomorg 1999;23:385-9.

25

23. Addis KA, Hopper KD, Iyriboz TA, et al. Optimization of shaded surface display for CT angiography. Acad Radiol 2001;8:976-81. 24. Kuszyk BS, Heath DG, Johnson PT, et al. CT angiography with volume rendering for quantifying vascular stenoses: in vitro validation of accuracy. AJR 1999;173:449-55. 25. Whiting BR, McFarland EG, Brink JA. Influence of image acquisition parameters on CT artifacts and polyp depiction in spiral CT colonography: in vitro evaluation. Radiology 2000; 217:165-72. 26. Fletcher JC, Johnson CD, Reed JE, et al. Feasibility of planar virtual pathology: a new paradigm in volume-rendered CT colonography. J Comput Assist Tomogr 2001;25:864-9. 27. Bae KT, Heiken JP, Siegel CL, et al. Renal cysts: is attenuation artifactually increased on contrast-enhanced CT images? Radiology 2000;216:792-6. 28. Baghaie F, Remy-Jardin M, Remy J, et al. Diagnosis of peripheral pulmonary emboli: optimisation of the spiral CT acquisition protocol. Radiology 1998;209(P):299. 29. McCollough CH, Bruesewitz MR, Daly TR, et al. Motion artifacts in subsecond conventional CT and electron-beam CT: pictorial demonstration of temporal resolution. Radiographics 2000;20:1675-81. 30. Wang G, Frei T, Vannier MW. Fast iterative algorithm for metal artifact reduction in x-ray CT. Acad Radiol 2000;7:607-14. 31. Sussman SK, Illescas FF, Opaalacz JP, et al. Renal streak artifact during contrast-enhanced CT: comparison of low versus high osmolality contrast media. Abdom Imaging 1993;18:180-85.

32. Fleischmann D, Rubin GD, Paik DS, et al. Stair-step artifacts with single versus multiple detector-row helical CT. Radiology 2000;216:185-96. 33. Loubeyre P, Angelie E, Grozel F, et al. Spiral CT artifact that simulates aortic dissection: image reconstruction with use of 180 degrees and 360 degrees linear interpolation algorithms. Radiology 1997;205:153-7. 34. Urban BA, Ratner LE, Fishman EK. Three-dimensional volume-rendered CT angiography of the renal arteries and veins: normal anatomy, variants, and clinical applications. Radiographics 2001;21:373-86. 35. Irie T, Kajitani M, Yamaguchi M, et al. Contrast-enhanced CT with saline flush technique using two automated injectors: how much contrast medium does it save? J Comput Assist Tomogr 2002;26:287-91. 36. Goddard AJ, Mendelow AD, Birchall D. Computed tomography angiography in the investigation of carotid stenosis. Clin Radiol 2001;56:523-34. 37. Kuzo RS, Goodman LR. CT evaluation of pulmonary embolism: technique and interpretation. AJR 1997;169:959-65. 38. Remy-Jardin M, Remy J. Spiral CT angiography of the pulmonary circulation. Radiology 1999;212:615-36. 39. Remy-Jardin M, Remy J, Artaud D, et al. Peripheral pulmonary arteries: Optimization of the spiral CT acquisition protocol. Radiology 1997;204:157-63. 40. Remy-Jardin M, Duyck P, Remy J, et al. Hilar lymph nodes: Identification with spiral CT and histologic correlation. Radiology 1995;196:387-94.

TAVASZI ULTRAHANG-BEMUTATÓ ÉS TUDOMÁNYOS ÜLÉS BUDAPESTEN A Magyar Radiológusok Társaságának Ultrahang Szekciója és a GE-Medicare 2006. április 7-én, pénteken, hagyományos tavaszi ultrahang-bemutatót és egész napos tudományos ülést szervez a CEU Konferenciaközpontban, Budapesten (Kerepesi út 87.). Meghívott elôadó Hanspeter Weskott professzor, aki a legújabb vascularis ultrahangtechnikákról tart elôadást, amelyet kerekasztal-megbeszélés követ. Várjuk a jelentkezôket a szokásos esetbemutatásokra és a kvízjátékra. További részletek társaságunk honlapján, www.socrad.hu olvashatók. dr. Harkányi Zoltán

26


A multislice CT alkalmazásánál elôforduló diagnosztikai csapdák és mûtermékek

Recommend Documents