Radiologie pro studium i praxi

Zkrácená informace o přípravku Gadovist 1,0 mmol/ml

čárový kód 38×17 mm

Složení: Gadobutrolum 604,72 mg v 1 ml injekčního roztoku. Indikace: Zesílení kontrastu při kraniální a spinální magnetické rezonanci (MRI), kontrastní snímkování MRI jater či ledvin u pacientů s výrazným podezřením či důkazem fokálních lézí k posouzení jejich benignity či malignity, zesílení kontrastu při angiografii pomocí magnetické rezonance (CE-MRA). Dávkování a způsob podání: Kraniální a spinální MRI a CE-MRI jater a ledvin – obvykle 0,1 ml Gadovistu 1,0 mmol/ml na kg tělesné hmotnosti i.v. CE-MRA 7,5 ml – 20 ml dle počtu zobrazovaných polí a dle tělesné hmotnosti. U dětí od 7 let a u dospívajících se doporučuje dávka 0,1 mmol Gadovistu na kg tělesné hmotnosti pro všechny indikace. Kontraindikace: Známá přecitlivělost na účinnou látku nebo ostatní složky přípravku. Zvláštní upozornění: Po podání Gadovistu byly zaznamenány anafylaktické reakce, u látek s obsahem gadolinia případy nefrogenní systémové fibrózy (NSF) u pacientů s GFR < 30 ml/min/1,73 m2. Nepodávat pacientům s nekorigovanou hypokalémií. U pacientů se zá-

važným kardiovaskulárním onemocněním podávat s opatrností. Těhotenství a kojení: Nejsou k dispozici údaje o podávání gadobutrolu těhotným ženám. Kontrastní přípravky s gadoliniem jsou ve velmi malých množstvích vylučovány do mateřského mléka, neočekávají se žádné účinky na dítě. Interakce: Studie lékových interakcí nebyly provedeny. Nežádoucí účinky: nejčastěji bolest a reakce v místě vpichu, vazodilatace, nausea, bolest hlavy, závratě, parestézie, dysgeusie. Podmínky uchovávávní: žádné zvláštní podmínky uchovávání. Držitel rozhodnutí o registraci: Bayer Pharma AG, D-13342, Berlín, Německo. Registrační číslo: 48/535/00-C. Datum poslední revize: 7. 12. 2011. Před použitím si pečlivě přečtěte Souhrn údajů o přípravku. Přípravek je vydáván na žádanku a je hrazen z prostředků veřejného zdravotního pojištění. Další zdroje informací: Úplnou informaci o přípravku naleznete v Souhrnu údajů o přípravku nebo získáte na adrese: Bayer s.r.o., Siemensova 2717/4, Praha 5, 155 80. Reference: 1. Essig M, Anzalone N, Combs SE, Dörfler A, Lee SK, Picozzi P, Rovira A, Weller M, Law M. MR Imaging of Neoplastic Central Nervous System Lesions: Review and Recommendations for Current Practice AJNR Am. J. Neuroradiol. 2011: ajnr.A2640v1-0.

L.CZ.SM.04.2012.0042

1

Manuela Vaněčková, Tomáš Viták

Eva Hoffmannová, Martin Mašek

Radiologie pro studium i praxi

Zdeněk Seidl, Andrea Burgetová

Síla kontrastu

Zdeněk Seidl, Andrea Burgetová, Eva Hoffmannová, Martin Mašek, Manuela Vaněčková, Tomáš Viták

Radiologie pro studium i praxi

Zdeněk Seidl, Andrea Burgetová, Eva Hoffmannová, Martin Mašek, Manuela Vaněčková, Tomáš Viták

Radiologie pro studium i praxi

GRADA Publishing

Upozornění pro čtenáře a uživatele této knihy Všechna práva vyhrazena. Žádná část této tištěné či elektronické knihy nesmí být reprodukována a šířena v papírové, elektronické či jiné podobě bez předchozího písemného souhlasu nakladatele. Neoprávněné užití této knihy bude trestně stíháno.

Prof. MUDr. Zdeněk Seidl, CSc., MUDr. Andrea Burgetová, Ph.D., MUDr. Eva Hoffmannová, CSc., MUDr. Martin Mašek, Ph.D., doc. MUDr. Manuela Vaněčková, Ph.D., MUDr. Tomáš Viták, Ph.D.

Radiologie pro studium i praxi Hlavní autor: Prof. MUDr. Zdeněk Seidl, CSc. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha Kolektiv autorů: MUDr. Andrea Burgetová, Ph.D. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha MUDr. Eva Hoffmannová, CSc. – Oddělení nukleární medicíny, Oblastní nemocnice Kolín MUDr. Martin Mašek, Ph.D. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha Prof. MUDr. Zdeněk Seidl, CSc. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha Doc. MUDr. Manuela Vaněčková, Ph.D. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha MUDr. Tomáš Viták, Ph.D. – Radiodiagnostická klinika 1. LF UK a VFN, Praha Recenzovali: Prof. MUDr. Vlastimil Válek CSc., MBA Mgr. Martin Buček, RRA MUDr. Milouš Derner Vydání odborné knihy schválila Vědecká redakce nakladatelství Grada Publishing, a.s. TIRÁŽ TIŠTĚNÉ PUBLIKACE: © Grada Publishing, a.s., 2012 Cover Design © Grada Publishing, a.s., 2012 Vydala Grada Publishing, a.s. U Průhonu 22, Praha 7 jako svou 4923. publikaci Odpovědná redaktorka Mgr. Helena Vorlová Obrázky 2.2, 2.6 až 2.8, 2.18 až 2.32, 2.34, 3.1, 3.9, 4.1 až 4.3, 4.5, 5.1, 5.2, 5.4 až 5.6, 5.8, 5.10, 5.14, 6.1, 6.4, 7.1, 8.1, 8.2, 10.8, 11.87, 11.88, 11.91 dle předloh autorů překreslil MgA. Radek Krédl. Pérovky v kapitole 11 a 12 převzaty z publikace Neurologie pro studium i praxi, Grada Publishing 2004 a Magnetická rezonance hlavy, mozku a páteře, Grada Publishing 2007. Fotografie dodali autoři. Sazba a zlom Jan Šístek Počet stran 368 + 4 strany barevné přílohy Vydání první, Praha 2012 Vytiskly Tiskárny Havlíčkův Brod, a.s. Publikace byla podpořena grantem MZ ČR RVO-VFN64165/2012. Autoři a nakladatelství děkují společnostem Bayer s.r.o. a Siemens, s.r.o. za podporu, která umožnila vydání publikace. Názvy produktů, firem apod. použité v knize mohou být ochrannými známkami nebo registrovanými ochrannými známkami příslušných vlastníků, což není zvláštním způsobem vyznačeno. Postupy a příklady v této knize, rovněž tak informace o lécích, jejich formách, dávkování a aplikaci jsou sestaveny s nejlepším vědomím autorů. Z jejich praktického uplatnění však pro autory ani pro nakladatelství nevyplývají žádné právní důsledky.

ISBN 978-80-247-4108-6 ELEKTRONICKÉ PUBLIKACE: ISBN 978-80-247-8221-8 (pro formát pdf) ISBN 978-80-247-8222-5 (pro formát ePUB)

Obsah

Obsah Seznam zkratek . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11 Úvod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 1 Historie radiologie (Zdeněk Seidl) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 2 Část obecná (Tomáš Viták, Zdeněk Seidl, Andrea Burgetová) . . . . . . . . . . . . . . 2.1 Historie objevení rentgenového záření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2 Rentgenové záření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.1 Vznik a vlastnosti rentgenového obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.2 Kvalita RTG obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.3 Rentgenka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.4 Konstrukce RTG přístrojů, nářadí a pomůcky . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.5 Elektronické zobrazovací detektory RTG záření . . . . . . . . . . . . . . 2.2.6 Projekce RTG zobrazení u planární rentgenové diagnostiky . . . . . 2.2.7 RTG subtrakční radiografie – DSA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.8 RTG kostní denzitometrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.9 RTG mamografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3 Ultrazvuk . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.1 Základní fyzikální informace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.2 Lékařská ultrasonografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.3 Dopplerovská ultrasonografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4 Výpočetní tomografie (CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4.1 Historický úvod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4.2 Rentgenová tomografie – CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4.3 Mnohodetektorové, multi-slice a spirální CT . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.4.4 Diagnostické použití . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5 Magnetická rezonance . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.1 Základní principy zobrazování magnetickou rezonancí . . . . . . . . . 2.5.2 Zobrazovací sekvence . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.3 Magnetizační transfer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.4 Rekonstrukce obrazů magnetické rezonance . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.5 Magnetická rezonanční angiografie (MRA) . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.6 Zobrazování difuze magnetickou rezonancí (DWI) . . . . . . . . . . . . 2.5.7 Zobrazování perfuze magnetickou rezonancí (PWI) . . . . . . . . . . . 2.5.8 Funkční magnetická rezonance (fMRI) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.9 MR spektroskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.5.10 Kontraindikace k vyšetření MR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.6 Pozitronová emisní tomografie a CT (PET/CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.7 Jednofotonová emisní tomografie (SPECT), SPECT/CT . . . . . . . . . . . . . . 2.8 Projekce (obecné poznámky) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.9 Specifika radiologie u dětí . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.10 Příprava pacienta před vyšetřením v radiodiagnostice . . . . . . . . . . . . . . . . 2.10.1 RTG skiaskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.10.2 Příprava na USG vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

21 21 22 25 26 28 31 35 36 37 38 38 39 39 40 43 44 44 47 48 49 51 51 58 61 62 66 67 67 68 69 70 70 71 71 73 74 74 74 5

Radiologie pro studium i praxi 2.10.3 Příprava na CT vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.10.4 Příprava na MR vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.11 Kontrastní látky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.11.1 Kontrastní látky v RTG diagnostice . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.11.2 Kontrastní látky v USG diagnostice . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.11.3 Kontrastní látky pro magnetickou rezonanci . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12 Radiační ochrana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.1 Veličiny a jednotky v radiační ochraně . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.2 Radiobiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.3 Základní principy radiační ochrany . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.4 Ochrana před RTG zářením v radiodiagnostice . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.5 Osobní monitorování – dozimetrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.6 Klasifikace zdrojů ionizujícího záření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.7 Kategorizace pracovišť . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.8 Kategorizace radiačních pracovníků . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.9 Radiační nehody a mimořádné události . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.12.10 Zpracování programu zabezpečování jakosti . . . . . . . . . . . . . . . . .

75 76 76 76 80 80 82 83 85 88 92 95 96 97 98 100 101

3 Zobrazení v traumatologii (Martin Mašek) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.1 Obecná část . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.1.1 Základní rentgenologické vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.1.2 Základní rysy zlomenin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.1.3 Popis rentgenového obrazu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2 Speciální část . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.1 Zlomeniny článků prstů . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.2 Zlomeniny metakarpů a karpálních kůstek . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.3 Zlomeniny předloktí . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.4 Zlomeniny humeru . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.5 Zlomeniny lopatky a klíční kosti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.6 Zlomeniny žeber . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.7 Zlomeniny pánve . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.8 Zlomeniny stehenní kosti a čéšky . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3.2.9 Zlomeniny bércových kostí, hlezna a nohy . . . . . . . . . . . . . . . . . .

103 103 103 104 104 106 106 106 107 109 111 111 111 112 119

4 Zobrazovací diagnostika hrudníku (Andrea Burgetová) . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.1 Nativní snímek hrudníku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.2 Nativní snímek kostních částí hrudníku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.3 Bronchografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.4 Angiografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.5 Výpočetní tomografie (CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.6 Ultrasonografické vyšetření (USG) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.1.7 Magnetická rezonance (MR) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2 Nejčastější patologické nálezy v plicích . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.1 Vývojové vady a plicní onemocnění novorozenců . . . . . . . . . . . . . 4.2.2 Edém plic . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.3 Záněty . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

123 123 123 128 128 129 129 130 131 131 131 132 132

6

Obsah 4.2.4 Atelaktáza, plicní kolaps . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.5 Plicní emfyzém . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.6 Získané cysty a dutiny v plíci . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.7 Plicní fibróza, voštinovitá plíce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.2.8 Tumory . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.3 Nejčastější patologické nálezy pleury . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.3.1 Pleurální tekutina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.3.2 Pneumothorax (PNO) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.3.3 Mezoteliom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.4 Nejčastější patologické nálezy mediastina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4.5 Intervenční radiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

135 136 136 137 137 141 141 141 143 143 145

5 Zobrazovací diagnostika gastrointestinálního traktu (GIT) . . . . . . . . . . . . . (Andrea Burgetová) 5.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.1 Nativní snímek břicha (skiagrafie) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.2 Skiaskopická vyšetření s použitím kontrastní látky . . . . . . . . . . . . 5.1.3 Angiografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.4 Ultrasonografie (USG) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.5 CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.6 MR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.1 Náhlé příhody břišní (NPB) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.2 Jícen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.3 Žaludek a duodenum . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.4 Tenké střevo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.5 Tlusté střevo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3 Intervenční radiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3.1 Balónkové dilatace jícnových stenóz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3.2 Zavedení jícnových stentů . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3.3 Perkutánní gastrostomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.3.4 Terapie krvácení do gastrointestinálního traktu, terapie při léčbě chronické mezenteriální ischemie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

147

6 Játra, žlučové cesty, pankreas, slezina a intervenční radiologie . . . . . . . . . . (Andrea Burgetová) 6.1 Játra . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.1.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.1.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2 Žlučové cesty . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.2.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.3 Pankreas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.3.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.3.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.4 Slezina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6.4.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

147 148 151 160 161 161 162 163 163 165 168 169 171 174 174 174 174 174 175 175 175 176 178 178 181 183 183 183 185 185 7

Radiologie pro studium i praxi 6.4.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 185 6.5 Intervenční radiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 186 7 Zobrazovací diagnostika urotraktu a prostaty (Andrea Burgetová) . . . . . . . 189 7.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189 7.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 194 8 Zobrazovací diagnostika v gynekologii (Andrea Burgetová) . . . . . . . . . . . . . 203 8.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 204 8.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 206 9 Zobrazovací diagnostika prsů (Andrea Burgetová) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 211 9.1 Vyšetřovací metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 211 9.2 Nejčastější patologické nálezy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 213 10 Zobrazovací diagnostika srdce a cév (Martin Mašek) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.1 Zobrazení cév . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.1.1 Neinvazivní metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.1.2 Invazivní metody . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10.2 Zobrazení srdce . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

219 219 219 221 228

11 Neuroradiologie (Zdeněk Seidl, Manuela Vaněčková) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1 Obecná část . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.1 Nativní RTG vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.2 Výpočetní tomografie (CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.3 Magnetická rezonance (MR) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.4 Angiografické vyšetření (AG), DSA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.5 Perimyelografické vyšetření (PMG) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.6 Pozitronová emisní tomografie PET a hybridní přístroj PET/CT . 11.1.7 Jednofotonová emisní tomografie SPECT a hybridní přístroj SPET/CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.8 Pneumoeencefalografické vyšetření (PEG) . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.1.9 Ultrasonografické vyšetření . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2 Speciální neuroradiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.1 Vývoj nervového systému a vývojové vady . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.2 Bílá hmota mozková . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.3 Neurokutánní onemocnění (fakomatózy, neurovývojová onemocnění) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.4 Poranění mozku, hlavy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.5 Cévní onemocnění mozku . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.6 Cévní malformace . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.7 Intervenční neuroradiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.8 Mozkové nádory . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.9 Zánětlivá onemocnění nervového systému . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.10 Patologické procesy selární oblasti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.11 Hydrocefalus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.12 Degenerativní onemocnění nervového systému . . . . . . . . . . . . . . .

233 233 233 237 242 249 249 250

8

252 252 252 253 253 257 262 264 269 278 282 283 290 295 300 301

Obsah 11.2.13 Patologické procesy lebky, mening, obličejových dutin . . . . . . . . 11.2.14 Degenerativní onemocnění páteře . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.15 Traumatické léze páteře . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.16 Nádory míchy a páteře . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2.17 Nenádorová onemocnění míchy a páteře . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

304 307 314 317 322

12 Zobrazovací diagnostika orbity a očního bulbu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . (Zdeněk Seidl, Manuela Vaněčková) 12.1 Trauma orbity, očních struktur, přítomnost cizího tělesa . . . . . . . . . . . . . 12.2 Nádory očnice . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12.3 Patologické procesy svalů orbity . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12.4 Oční bulbus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12.5 Optický nerv . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12.6 Slzná žláza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

325 326 327 329 330 333 334

13 Zobrazovací diagnostika v stomatologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 337 (Zdeněk Seidl, Manuela Vaněčková) 14 Nukleární medicína (Eva Hoffmannová) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.1 Úvod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.2 Detekce záření a principy zobrazování v nukleární medicíně . . . . . . . . . 14.3 Radiofarmaka . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4 Klinické využití nejčastějších metod nukleární medicíny . . . . . . . . . . . . 14.4.1 Scintigrafie skeletu . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.2 Perfuzní a ventilační scintigrafie plic . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.3 Metody nukleární medicíny v kardiologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.4 Metody nukleární medicíny v onkologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.5 Diagnostika zánětů . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.6 Metody nukleární medicíny v nefrologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.7 Klinická indikace v neurologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.8 Klinická indikace v endokrinologii . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.4.9 Využití při zobrazení lymfatických cest a uzlin . . . . . . . . . . . . . . 14.5 Terapeutické využití otevřených zářičů . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14.6 Radiační ochrana v nukleární medicíně . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

339 339 340 341 342 342 344 344 346 346 348 348 349 349 349 351

Příloha . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353 Věstník ministerstva zdravotnictví ČR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353 Literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358 Rejstřík . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 359 Souhrn . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 367 Summary . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 368 Barevná příloha 9

Seznam zkratek

Seznam zkratek ACC ACE ACI ADEM AG AP ATP AVM BH BOLD CAS CBF CMP CMV CNS CT CTA DECT DK DMO DSA DTI DWI E EPI FDG FISP FLAIR FLASH fMRI FOV FSE GCS Gd Gd-DTPA GE GIT Gy H H.D. HRCT HU IR

arteria carotis comunis arteria cerebri externa arteria cerebri interna akutní diseminová encefalomyelitida angiografické vyšetření anterior-posterior (projekce předozadní) adenosin trifosfát arteriovenózní malformace bílá hmota mozková blood oxygenation level-dependent kalciové skóre mozková perfuze akutní mozková příhoda cytomegalovirus centrální nervová soustava výpočetní tomografie (computed tomography) CT angiografie Dual Energy CT dolní končetina dětská mozková obrna digitální subtrakční angiografie diffusion tensor imaging (difuzní tenzorové zobrazení) diffusion weighted imaging (difuze magnetickou rezonancí) efektivní dávka echo planar imaging 2-fluoro-2deoxy D glukóza fast imaging with steady-state precession fluid-attenuated inversion recovery fast low angle shot funkční magnetická rezonance zobrazené pole fast spin echo (rychlé spinové echo) Glasgowská škála (Glasgow coma scale) gadolinium diethyltriaminopentaacetylová kyselina gradientní echo gastrointestinální trakt Gray dávkový ekvivalent high density výpočetní tomografie s vysokou rozlišovací schopností (high resolution computed tomography) Hounsfield Unit (Hounsfieldova jednotka, značí intenzitu denzity v obrazu CT) inversio recovery 11

Radiologie pro studium i praxi JKL KL KPR kV LAO LL LPO MDCT MIP Mo MPR MR MRA MRCP MRS MT MTC MTI MTS NFS NMO NRS PA PC PCR PD PEG PET PET/CT PML PSA PSC PTA PTC PVL PWI RDS RFA Rh RL rMTT RO rrCBV RS r-TPA 12

jodové kontrastní látky kontrastní látky kardiopulmonální resuscitace kilovolt left anterior oblique (šikmé projekce levé) latero-laterální, též SIN-sinister (bočné projekce levé) left posterior oblique (šikmé projekce levé) Multi Detector CT maximum intensity projection molybden multiplanární rekonstrukce magnetická rezonance magnetická rezonanční angiografie magnetická rezonanční cholecystopankreatografie magnetická rezonanční spektroskopie magnetizační transfer magnetic transfer contrast (magnetizační transfer kontrast) magnetic transfer imaging mesiální temporální skleróza nefrogenní systémová fibróza neuromyelitis optica Národní radiologické standardy posterior-anterior (zadopřední projekce) technika Phase Contrast polymerázová řetězová reakce protondenzita pneumoeencefalografické vyšetření pozitronová emisní tomografie pozitronová emisní tomografie a CT (umožňuje hybridní zobrazení PET a CT) progresivní multifokální leukoencefalopatie specifický prostatický antigen primární sklerotizující cholangoitida perkutánní transluminální angioplastika perkutánní transhepatická cholangiografie periventrikulární leukomalacie perfusion weighted imaging (perfuzní magnetická rezonance) syndrom dechové tísně radiofrekvenční ablace rhodium right-lateral (bočné projekce pravé, též DX-dextrum) relative mean transit time (relativní průměrný čas průchodu) radiační ochrana relative regional cerebral blood volume (relativní regionální mozkový krevní objem) roztroušená skleróza mozkomíšní rekombinantní tkáňový plazminogen aktivátor

Seznam zkratek SAK SE SLE SPECT STIR Sv T T1 T1W-IR T2 TE TIPS TOF TR TSE TTP USG UZ VRT WCE wTt ZIZ ŽC

subarachnoidální krvácení spin echo systémový lupus erythematodes single photon emission computed tomography (jednofotonová emisní tomografie) short tau inversion recovery sievert Tesla podélná relaxace protonů vodíku – (T1 relaxační čas) T1 vážené inversion recovery sekvence příčná relaxace protonů vodíku – (T2 relaxační čas) echo time (čas echa) transjugulární intrahepatální portosystémový zkrat time of flight repetiční čas turbo spin echo (rychlé spinové echo) time to peak ultrasonografie ultrazvuk volume rendering technique enterální kapsle tkáňové váhové faktory zdroj ionizujícího záření žlučové cesty

13

Úvod

Úvod Překotný rozvoj zobrazovacích metod v posledních desetiletí a na druhé straně učební texty, které již mnohdy neodpovídají současným možnostem a trendům radiodiagnostiky, byl hlavní motiv sepsání této publikace. Řada modalit a technik vyšetření, kterým byl vymezen velký prostor v učebních textech, se dnes již neužívá nebo velmi okrajově, naopak některé metody vyšetření, které přinášejí zásadní informace, nejsou vůbec uvedeny nebo chybí nové poznatky. Radiologie je obor, jehož vývoj není zdaleka ukončen. Také je zřejmé, že mnohdy najdou současné metody své optimální uplatnění až na základě klinických zkušeností, možná že některé zaniknou s objevem nových modalit. Spektrum studentů zabývajících se studiem radiodiagnostiky je v současné době velmi široké – od studentů medicíny k různým odvětvím nemedicínských lékařských oborů, kde je rozsah požadovaných znalostí poněkud odlišný. V takto malém státě ale není možné vydávat jednotlivé učební texty pro úzce zaměřené skupiny studujících. Nechtěli jsme knihu ve smyslu „vybraných kapitol“, kde autoři obvykle píši o oblasti svého zájmu a výzkumu, ale naopak uchopit co nejširší oblast radiologie. Snažili jsme se v textu odlišit „bazální znalosti“ radiologie od poněkud hlubších sdělení – ta jsou psána kurzívou. V textu jsme použili některé termíny, které snad nejsou správné z hlediska českého jazyka, ale jsou tak vžité v odborné terminologii a dokonce i mezi laickou veřejností, že užití „správných“ českých výrazů by činilo text méně čtivý. Navíc některé temíny nemají zcela přesný český ekvivalent, např. enhancement (zvýraznění, nabarvení…), jiné jsou méně užívané CT (výpočetní tomografie)... Pro zlepšení názornosti doplňuje text řada obrázků a schémat. Kniha je rozdělena na část obecnou a speciální, což je obvyklé členění učebnic tohoto typu, i když v některých oddílech speciální části nelze z didaktických důvodů neuvést alespoň okrajově některé aspekty, které byly již popsány v části obecné. V textu jsme považovali za nezbytné uvést alespoň základní poznatky z nukleární medicíny, za které děkujeme pani primářce MUDr. Evě Hofmannové, CSc. Kapitola s řadou obrázků je uvedena samostatně a velmi naší učebnici obohatila. Jejím účelem je přinést základní informace z tohoto oboru, který v řadě oblastí hraničí s radiodiagnostikou a v důsledku zavedení hybridních přístrojů (PET/CT, SPECT/CT) dokonce v mnoha nemocnicích existují společná pracoviště radiodiagnostiky a nukleární medicíny. Pochopitelně počet stránek vymezený pro tuto tematiku nemůže nahradit rozsáhlé monografie zabývající se touto problematikou. Kniha je kolektivním dílem výše uvedených autorů, kteří vám přejí stejně hezké chvíle při vašem studiu, jako my jsme je prožili při psaní této učebice. prof. MUDr. Zdeněk Seidl, CSc.

15

:

Historie radiologie

1

Historie radiologie Zdeněk Seidl

Účelem této kapitoly není podrobná informace o historii radiologie, ale domníváme se, že pro studenty je přínosné, aby si uměli představit časovou osu zavedení jednotlivých modalit vyšetření a možnosti diagnostiky a léčby daný vývojem těchto metod. Vše začalo objevem X-paprsků (RTG záření) panem Röentgenem v roce 1895 (při výzkumu katodového záření), který byl poctěn za svůj objev jako první fyzik Nobelovou cenou. Jeho filantropie, resp. skutečnost, že si nedal tento objev patentovat, umožnilo rychlé rozšíření a využití X-paprsků po celém světě. Asi každý z nás viděl první RTG snímek – ruku manželky pana Röentgena. Údajně první RTG přístroj měl v Praze majitel kavárny „U Černého koně“ pan Cívka, který svým prominentním zákazníkům „ukázal“, jak vypadá jejich kostra. Z vyprávění pana profesora Jirouta si pamatuji, že RTG lampu využívali při svém představení různí „jasnovidci“, kteří si z publika vybrali figuristu a pomocí jeho prozáření X-paprsky „hádali“, co má v kapsách, což zvláště v případě kovových předmětů nebylo obtížné. Z tohoto sdělení logicky vyplývá, že se mnoho nevědělo o škodlivosti ionizujícího záření. Lékaři, kteří pracovali s RTG zářením v první polovině 20. století, neužívali ochranné pomůcky a nedodržovali hygienu ochrany ionizujícího záření, a proto trpěli na vystavených částech kůže X‑zářením chronickými dermatitidami a měli častější výskyt maligních onemocnění. První polovina 20. století byla ve znamení skiaskopických vyšetření. Zároveň se objevily první jak pozitivní kontrastní látky (zvyšují absorpci RTG záření) využívané hlavně v diagnostice onemocnění gastrointestinálního traktu, tak negativní kontrastní látky (různé plyny), které naopak mají nižší schopnost absorpce X-záření než tkáně. Až do objevu výpočetní tomografie (CT) ovládla neuroradiologii na dlouhých více než 40 let pneumoencefalografie (PEG), u které se aplikoval vzduch do mozkových komor po předchozí lumbální punkci. První pneumoencephalografii provedl v roce 1919 americký neurochirurg Dandy. Ve čtyřicátých letech 20. století byla prvně aplikována do páteřního kanálu olejová kontrastní látka a perimyelografie (PMG) byla na světě. Tato metoda umožnila diagnostiku patologických procesů kanálu páteřního, herniaci disků, ale i nádorových, zánětlivých a dalších onemocnění. I když první angiografická vyšetření (AG) se objevila již v první polovině 20. století, její rozvoj umožnilo až zavedení Seldingerovy metody v šedesátých letech, kdy po punkci obvykle a. femoralis byly katetrizovány jednotlivé cévy, což umožnilo jejich selektivní zobrazení. Postupně se pak – s maximálním rozvojem v devadesátých letech – začaly provádět endovaskulární léčebné úkony (léčba cévních malformací embolizací „lepidly“, zavedení kovové spirály do aneuryzmatu nebo stentů do zúžených cév). V sedmdesátých letech začalo být uváděno do rutinní praxe ultrasonografické vyšetření, které postupným zlepšování kvality přístrojů a skutečností, že se jedná o ekonomicky nenáročnou a neinvazivní metodu nemající kontraindikací, získala v diagnostice významné postavení. Zásadní objev, který doslova změnil radiodiagnostiku, bylo zhotovení CT panem G. N. Hounnsfieldem v roce 1971 v laboratořích firmy EMI-central. (Pro zajímavost uvádíme, že tato firma získala silné ekonomické zázemí produkcí gramofonových desek skupiny Beatles, které pak využila ve výzkumu výpočetní tomografie.) Za objev 17

1

1

Radiologie pro studium i praxi výpočetní tomografie byli v roce 1979 společně G. N. Hounnsfield s Američanem Allanem McLeod Cormackem z Tuftské Uviverzity, který nezávisle na Hounsfieldovi učinil stejný objev, poctěni Nobelovou cenou. Rozvoj metody CT si nejlépe přiblížíme faktem, že vyšetření jedné „vrstvy“ na prvním konvenčním CT přístroji trvalo bezmála 20 minut; dnes je vyšetření hrudníku či břicha provedeno řádově v desítkách vteřin. V osmdesátých letech byla uvedena do provozu magnetická rezonance (MR). Ta přinesla nové možnosti diagnostiky onemocnění mozkové tkáně (zvláště bílé hmoty mozkové), míšních struktur, kloubů a dalších oblastí, jak bude dále uvedeno. Důležité ale je, že bez rizika ionizačního záření. Pozitronová emisní tomografie (PET) byla dalším krokem v diagnostice zvláště maligních a zánětlivých onemocnění. Stále větší dostupnost i pestrost výběru zobrazovacích modalit má i své stinné stránky. V posledních letech bylo popsáno mnoho případů nemoci z ozáření v důsledku diagnostických vyšetření. Proto jsou v současné době uváděny nové techniky vyšetření, které výrazně snižují dávky ionizačního záření, v některých případech až na 50 % původního ionizačního záření, bez výraznějšího snížení kvality obrazu. Stále k větší dokonalosti se blíží přenos obrazové dokumentace, kdy se hodnocení snímků na běžných „domácích“ počítačích mimo diagnostická pracoviště stává běžnou rutinou – tyto techniky nazýváme telemedicína. Přehled historie radiologie • 1895 Wilhelm Conrad Röntgen objevil „nový typ záření“, které označil jako záření X. Ve stejném roce vyhotovil první rentgenový snímek ruky své manželky. V roce 1901 mu byla za objev rentgenového záření udělena první Nobelova cena za fyziku. Rentgenové záření si brzy našlo uplatnění v lékařství a dalších oborech. • 1896 Antoine Henri Becquerel objevil přirozenou radioaktivitu v pokusech s uranovou rudou. Za objev první radioaktivní substance obdržel v roce 1903 Nobelovu cenu za fyziku. • 1898 Marie Curie, rozená Sklodowská, a Pierre Curie společně objevili radioaktivní částice polonia a radia (první gram radia izolovali ze smolince pocházejícího z Jáchymova). Spolu s A. H. Becquerelem získali za tento objev v roce 1903 Nobelovu cenu za fyziku. Marie Curie obdržela navíc v roce 1911 Nobelovu cenu za chemii. • 1900 Max Planck formuloval hypotézu kvantování energie oscilátorů, je považovaný za jednoho ze zakladatelů kvantové teorie. V roce 1918 získal Nobelovu cenu za fyziku. • 1910 zavedení baryumsulfátu jako kontrastní látky. • 1923 Georg von Hevesy začal používat radioaktivní izotopy při studiu metabolických procesů v rostlinách a zvířatech. V roce 1943 získal Nobelovu cenu za chemii. • 1927 Hermann Joseph Müller prokázal mutagenní účinky ionizujícího záření. V roce 1946 získal Nobelovu cenu za fyziologii a medicínu. • 1938 Otto Hahn objevil jaderné štěpení. V roce 1945 získal Nobelovu cenu za chemii. • 1940 Joseph Hamilton a Mayo Soley použili jód v radiodiagnostice onemocnění štítné žlázy. • 1949 Douglass H. Howry sestavil první pulz-echo ultrazvukový skener, který byl předchůdcem ultrazvukového přístroje. 18

Historie radiologie • 1971 Godfrey N. Hounsfield a Allan McLeod Cormack objevil výpočetní tomografii (CT), za kterou v roce 1979 získali Nobelovu cenu za fyziologii a medicínu. • 1973 Paul Christian Lauterbur vyvinul magnetickou rezonanci. V roce 2003 obdržel Nobelovu cenu za fyziologii a medicínu. • 1975 Michel M. Ter-Pogossian se spolupracovníky sestrojil PET. Za základní zásady při využití zobrazovacích metod považujeme: 1. Vyloučit kontraindikace jednotlivých vyšetření. 2. Je-li možné využít neinvazivní vyšetření místo invazivní vyšetřovací metody, dáváme tomuto postupu přednost (každá invazivní metoda může vést ke vzniku morbidity, dokonce mortality). 3. Je nutné si uvědomit škodlivost ionizujícího záření, jehož dávky se sčítají po celý život jedince. Proto je důležité zvážit indikaci každého vyšetření s ionizujícím zářením, eventuálně parametry upravit tak, aby dávka záření byla co nejnižší, ale na druhé straně musí mít zobrazení odpovídající diagnostickou hodnotu. 4. Jaký přínos, eventuálně jak ovlivní výsledky vyšetření danou zobrazovací modalitou další klinické vedení nemocného. 5. Nezbytné je vzít v úvahu i ekonomické aspekty, které by ale neměly mít vliv na „lege artis“ diagnostiku a léčbu pacienta.

19

1

Část obecná

2

Část obecná Tomáš Viták, Zdeněk Seidl, Andrea Burgetová

2.1

Historie objevení rentgenového záření

Objevitelem rentgenového záření se stal, jak je uvedeno výše, na podzim roku 1895 prof. Wilhelm Conrad Röntgen, při svých pokusech s katodovými paprsky v laboratoři ve Würtzburgu. Zkoumal jako i mnozí další badatelé na konci 19. století elektrické výboje pod vysokým napětím ve zředěných plynech ve vakuových plynových výbojkách, tzv. katodových trubicích. Katodové paprsky se skládají z proudu rychle se pohybujících elektronů, jenž se vytvářejí působením vysokého elektrického napětí mezi elektrodami, záporně nabitou katodou (-) a kladně nabitou anodou (+), umístěnými na koncích uzavřené skleněné trubice, z níž byl odčerpán téměř všechen vzduch, aby nebránil pohybu elektronů. Röntgen v temné komoře sledoval světélkování vyvolané katodovými paprsky na luminiscenčním stínítku potaženém fluorescenční látkou platinokyanidem barya. Při svých pokusech katodovou trubici úplně zakryl černým papírem a zjistil, že luminiscenční stínítko při přiblížení i k takto zakryté trubici světélkuje, a to i tehdy, když mezi trubici a stínítko vložil tlustou knihu. Teprve když mezi trubici a stínítko umístil kovový předmět, na stínítku se ukázal stín. Röntgen zjistil, že je-li mezi katodou a anodou zapojen elektrický proud, musí z trubice vycházet nějaké neviditelné záření. Vzhledem k neznámé povaze tohoto záření označil tyto paprsky matematický symbolem něčeho neznámého, tedy písmenem X, které se dodnes užívá v anglosaské literatuře jako „X-ray”. U nás pod názvem RTG záření. Popsal i další vlastnost tohoto záření, a sice fakt, že vyvolává zčernání fotografické desky. Měsíc po svém objevu Röntgen zhotovil historicky první rentgenový snímek na světě, obraz ruky své manželky s kovovým prstenem na fotografickou desku (obr. 2.1). Toto datum je pokládáno za den zrození nového lékařského oboru – radiologie. V roce 1901 získal W. C. Röntgen jako první Nobelovu cenu za fyziku, ale svůj objev nikdy nepatentoval, což umožnilo jeho rychlé rozšíření do praxe. Zemřel v roce 1923 v Mnichově zcela bez finančních prostředků. Röntgen předpokládal, že pronikavé záření vzniká ve zředěném plynu katodové trubice, nicméně v další experimenty prokázaly, že X-záření pochází z anody při interakci zabrzděných elektronů s materiálem anody. Zdrojem rentgenového záření není tedy samotný výboj v plynu, kterým pouze procházejí urychlené elektrony na anodu. Naopak odstranění (vyčerpání) plynu a použití žhavené katody zvýší účinnost vzniku rentgenového záření, čehož se využívá ve vakuových rentgenkách. Rentgenové zobrazovací systémy jsou využívány především ve strojírenství a zdravotnictví, kde patří k základním vyšetřovacím metodám. Tato modalita zobrazení lidských orgánů a tkání využívá rozdílnou hodnotu pohlcení (atenuaci) procházejícího svazku RTG záření v různých orgánech a tkáních. V případě skiagrafie je vzniklý obraz zaznamenáván na filmový materiál. O skiaskopii mluvíme tehdy, jestliže je obraz pozorován pouze na stínítku bez trvalého uchování obrazu. Skiaskopie umožňuje sledovat pohyby orgánů nebo použitých kontrastních látek v těchto orgánech, případně jejich funkci. V současné době u moderních digitálních přístrojů 21

2

2

Radiologie pro studium i praxi

Obr. 2.1  Vlevo prof. Wilhelm Conrad Röntgen, vpravo historicky první rentgenový snímek na světě (snímek ruky jeho manželky) pořízený Röntgenem se rozdíl mezi skiagrafií a skiaskopií do značné míry stírá, v počítačovém systému lze volit, zda záznam digitálního obrazu bude statický či dynamický.

2.2

Rentgenové záření

RTG záření je pronikavé elektromagnetické záření o velmi krátkých vlnových délkách a vysokých frekvencích. Rentgenové záření prochází hmotou i vakuem, jeho intenzita slábne se čtvercem vzdálenosti od zdroje, šíří se přímočaře, má ionizační účinky (což znamená, že množství energie, které nese, stačí na uvolnění elektronu z atomu). Ionizující záření může být nebezpečné pro živé organismy, při běžném vyšetření však pacienta nijak významně nezatíží. Vlastnosti RTG záření Luminiscenční efekt. Rentgenové záření má schopnost přeměnit se na viditelné záření, ale pouze při interakci s určitými látkami. Fotochemický efekt. Působením RTG záření na fotografický materiál dochází ke změnám v jeho chemickém složení. Ionizační efekt. Energie, kterou rentgenové záření nese, je postačující k ionizaci atomů nebo molekul ozářené látky. To znamená, že při působení na elektricky neutrální atomy se z nich stávají elektricky nabité ionty. 22

Část obecná Biologický efekt. RTG záření ve větších dávkách je pro živý organismus nebezpečné, může způsobit trvalé poškození buněk a tkání. Působí-li záření na biologický materiál, dochází k absorpci ionizujících částic, které je příčinou vyrážení elektronů z jejich orbit a tvorbou negativně nabitých aniontů. Ionizované části molekul se stávají vysoce reaktivní a vedou k řadě chemických reakcí, které mohou způsobit smrt buňky, nebo změnit v genetickou informaci. Na druhé straně může být RTG záření využíváno při léčbě (radioterapii). Sievert je jednotkou dávkového ekvivalentu ionizujícího záření. 1 Sv je taková absorbovaná dávka, která při jakémkoliv typu ionizujícího záření vyvolá v organické látce stejný biologický účinek. Dávkový ekvivalent vypočteme jako součin D a Q, kde D je dávka vyjádřená jednotkou Gy (Gray). Gy je základní jednotkou absorbované dávky a odpovídá jednotce J∙kg-1. tzn. energie 1 Joule absorbovaná 1 kilogramem látky. Q je jakostní faktor různý pro různé organické látky a jednotlivé druhy ionizujícího záření. Pro rentgenové záření se používá jakostní faktor roven jedné. Příklady radiační zátěže některých běžných vyšetření: končetiny a klouby – < 0,01 mSv plíce – 0,02 mSv lebka – 0,07 mSv pánev, břicho, bederní páteř – 0,7–1,3 mSv Označení rizika při ozáření malými dávkami Dávka nižší než 0,1 mSv

Riziko zanedbatelné

0,1–1 mSv

minimální

1–10 mSv

velmi nízké

10–100 mSv

nízké

Na obrázku 2.2 je rozdělení spektra běžně známých forem elektromagnetického záření. Platí, čím menší je vlnová délka elektromagnetického záření, tím vyšší hodnotu energie přenáší. Podle vlnové délky či frekvence můžeme rozdělit elektromagnetické vlny na několik skupin. Pro představu uvádíme: Radiovlny délkou odpovídají rozměrům fotbalového hřiště, elektromagnetické vlny využívané v mikrovlnné troubě mají velikost asi baseballového míčku, vlny u viditelného světla jsou rozměrů bakterie, elektromagnetické vlnění RTG záření pak odpovídá velikosti molekuly. Poslední dva druhy krátkovlnného záření, X a gama, se svými spektry (vlnovými délkami či energiemi) částečně prolínají a vyskytují se určité terminologické nejasnosti. Na základě konvence členíme krátkovlnné elektromagnetické záření podle jeho původu – záření gama pochází z jádra, záření X z ostatních oblastí atomu mimo jádro. Radioaktivitu lze členit na přirozenou, která vzniká samovolným rozpadem nestabilních jader těžších prvků, a umělou vyvolanou obvykle jadernou reakcí; jsou doprovázeny třemi druhy záření: α (alfa), β (beta) a γ (gama). 23

2

24

10–9

106

10–8

AM radio

101

107

1

dům

baseballový míček

10–1

10–7

10–6

108

10–5

109

10–3

1011

radar

10–5

buňka

10–4

10–2

1012

10–1

1013

lidé

infračervené vlny

tato tečka

10–3

mikrovlny

10–2

10–4

1010

FM radio mikrovlnka

radiové vlny

fotbalové hřiště

102

Obr. 2.2  Spektrum běžně známých forem elektromagnetického záření

energie jednoho protonu (elektronvolty)

nižší

delší

103

bakterie

10–6

1014

1

protein

10–8

101

102

1016

10–9

103

1017

10–11 kratší

10–12

104

1018

1019

105

106

1020 vyšší

rentgenka radioaktivní prvky

gamma záření

tvrdé RTG záření

molekula vody

10–10

měkké RTG záření

ultrafialové vlny

virus

10–7

1015

žárovka

viditelné vlny

frekvence (počet vln za sekundu)

zdroje

obvyklý název vln

velikost vlnové délky

vlnová délka (v metrech)

2 Radiologie pro studium i praxi

Část obecná Při α záření jsou emitována jádra atomu helia, které obsahuje 2 protony a 2 neutro­ ny, tedy hmotnostní číslo prvku, které emituje alfa záření se zmenší o 4, atomové o 2. Dolet heliových jader je velmi malý, rychle ztrácí energii, v plynech má dolet několik cm, v kapalinách jen několik milimetrů, a proto ochrana proti tomuto záření není problémem. Při β- (beta minus) záření se štěpí v jádře neutron na proton, uvolní se elektron a antineutrino. Hmotnostní číslo prvku se nemění, ale atomové se zvětší o 1, prvek se posune v periodické tabulce o jedno místo doprava. Při β+ (beta plus) rozpadu (obvykle u umělých radionuklidů) se proton štěpí na neutron, eliminuje se pozitron a neutrino, tedy hmotností číslo se nemění, ale atomové se sníží o 1, prvek se posune o 1 místo doleva v periodické soustavě. Záření β již má dolet delší (ve vzduchu několik metrů, ve vodě asi 1cm). Záření γ je elektromagnetické vlnění o velmi malé vlnové délce a velké energii, vzniká při přechodu jádra z vyššího do energeticky nižšího stavu, hmotové ani atomové číslo prvku se přitom nemění, má daleko největší dolet. Prakticky čisté gama zářiče jsou Co60 a Cs137. Je nutné si uvědomit, že obvykle při radioaktivním rozpadu vznikají všechny druhy záření. Fotoelektrický jev – zkráceně fotoefekt – je vyvolán dopadem světla či obecně elektromagnetického záření dostatečné frekvence (tedy i energie na určité látky, především kovy) a způsobí uvolnění elektronů. Kvanta elektromagnetického vlnění se nazývají fotony, které si můžeme představit jako jakési „balíčky“ či „klubíčka“ elektromagnetického vlnění o určité frekvenci, které se pohybují rychlostí světla c. Každý foton obsahuje určité množství energie.

2.2.1 Vznik a vlastnosti rentgenového obrazu Pronikavé elektromagnetické X-záření vznikající v rentgenové elektronce (rentgence) prochází přes vyšetřovaný objekt (tkáň organismu), přičemž část záření se absorbuje v závislosti na tloušťce a hustotě tkáně, zbylá část prochází tkání a je zobrazována buď fotograficky, nebo na luminiscenčním stínítku, nověji pak pomocí elektronických detektorů. Při expozici RTG záření vzniká rentgenový obraz vyšetřované tkáně. Jinak řečeno, RTG obraz vzniká projekcí RTG záření z ohniska anody přes tkáňové struktury uvnitř organismu s odlišnými absorpčními koeficienty a různými tloušťkami na film či zobrazovací detektor. Rozdílným absorpcím RTG záření ve tkáních jsou na obrazu přiřazovány různé intenzity ve stupnici šedi, které je realizováno buď analogovým způsobem (zčernání filmu), nebo digitálně (elektronické zobrazovací detektory + počítač) (viz níže). Vzniká obraz odrážející velikosti, tvary a uspořádání tkání a orgánů v organismu, včetně případných změn vyvolaných patologickými procesy. Měkké tkáně mají menší hustotu a nižší absorpci RTG záření, což je příčinnou, že těmito místy je propuštěno více záření, že dostaneme jasnější obraz či větší zčernání fotografického materiálu. Kosti s obsahem vápníku jsou hutnější a více absorbují RTG záření (méně jej prochází), obdržíme v těchto místech méně intenzivní obraz či menší zčernání fotografického filmu (projeví se na filmu nebo monitoru jako světlá). RTG záření integruje s atomy tkáně dvěma procesy: fotoefekt a Comptonův rozptyl (tvorba elektron-pozitronových párů zde nenastává vzhledem k nízké energii fotonů). Oba tyto procesy se podílejí na rozdílné absorpci záření v jednotlivých tkáních (a též na rozdílné absorpci v normálních a patologických okrscích v rámci téže tkáně) v závislosti na tloušťce, hustotě látky a protonovém čísle atomů. Právě na této rozdílné 25

2

2

Radiologie pro studium i praxi absorpci RTG záření v různých tkáních jakož i jejich fyziologických či patologických stavech je založena RTG diagnostika.

2.2.2 Kvalita RTG obrazu Pro kvalitní RTG zobrazení a rozpoznání jemných struktur a anomálií jsou důležité především níže uvedené tři (čtyři) parametry a eventuální přítomnost artefaktů. 1. Ostrost a rozlišovací schopnost zobrazení Pro ostrost projekčního obrazu je důležitý malý rozměr dopadového ohniska, z něhož je RTG záření emitováno. Pro klasickou RTG diagnostiku má ohnisko velikost cca 0,5 ± 2 mm. Rozlišovací schopnost RTG zobrazení se pohybuje právě kolem cca 0,5–2 mm, v závislosti na velikosti ohniska. K podstatnému zhoršení ostrosti a rozlišovací schopnosti dochází často při rozmazání obrazu v důsledku pohybu pacienta během expozice. Toto riziko se u moderních přístrojů minimalizuje zkrácením expoziční doby, při současném zvýšení intenzity RTG záření. Rovněž pohyby určitých struktur uvnitř těla – jako tep srdce či dýchací pohyby – vedou k degradaci obrazu. Tento nepříznivý vliv lze eliminovat hradlováním (trigrováním) a synchronizací obrazu v určitých fázích srdeční pulzace či dýchání – EKG-gating, respiratory-gating. Rozlišovací schopnost je definována jako nejmenší vzdálenost dvou „bodových“ objektů, při níž se tyto ještě zobrazí jako dvě oddělené struktury. Při menší vzdálenosti se již oba objekty zobrazí jako jeden, nejsou rozlišeny. Pro měření rozlišovací schopnosti můžeme použít čárový fantom. Obvykle jsou vyrobeny z plexiskla, na které jsou naneseny profrézované olověné fólie o síle 0,1 nebo 0,05 mm (obr. 2.3).

Obr. 2.3  Čárový fantom

2. Kontrast zobrazení Gradient zobrazení rozdílů v absorpci RTG záření pomocí stupnice šedi je dán dvěma faktory. V prvé řadě je určen poměrem absorpčních koeficientů pro různé druhy zobrazované tkáně, které záleží především na rozdílnosti v hustotě (denzitě) jednotlivých okrsků tkáně. Kde je tento rozdíl nepatrný nebo žádný, můžeme jej v některých případech zvýšit aplikací kontrastních látek. Kontrast způsobený absorpcí dále závisí na energii RTG záření. Pro tenčí vrstvy měkké tkáně je vhodnější měkké RTG záření (cca 20 keV). Pro zobrazení tlustších vrstev a hutnějších materiálů (struktury skeletu) je zapotřebí tvrdšího RTG záření (cca 80–100 keV). Kontrast je negativně ovlivňován rozptýleným zářením (viz níže „sekundární clony“). Významným geometricko-anatomickým faktorem, podstatně zhoršujícím kontrast RTG obrazu a celkovou rozpoznatelnost lézí, je prozařování a superpozice RTG záření z jednotlivých vrstev tkání a orgánů v různých hloubkách, kterými záření prochází před dopadem na film nebo detektor. Tento nepříznivý efekt je do značné míry eliminován 26

Část obecná u tomografického zobrazení CT. U digitálních přístrojů lze kontrast dodatečně zvýšit počítačovým zpracováním (post-processing) – vhodnou jasovou modulací obrazu. Rozlišovací schopnost při nízkém kontrastu: Rozlišovací schopnost v kontrastu je definována při tzv. nízkém kontrastu a popisuje viditelnost a nebo lépe rozlišitelnost dvou objektů s velmi malým rozdílem absorpčního koeficientu. Při tom prakticky nezáleží na velikosti těchto objektů, pokud ovšem nejsou menší než velikost šumu projeveného v obrazu. Dolní mez rozlišovací schopnosti na nízkém kontrastu určuje šum v obrazu – šum, který vzniká v systému. Na obrázku 2.4 je znázorněno zobrazení signálu v poměru signál/šum 1 : 1, 2 : 1, 5 : 1.

1:1

2:1

5:1

Obr. 2.4  Znázornění zobrazení signálu v poměru signál/šum 1 : 1, 2 : 1, 5 : 1 3. Počet fotonů v obrazu, expozice Pro získání kvalitního dobře exponovaného obrazu je třeba určitý optimální počet fotonů RTG záření, snímek může být podexponovaný (málo fotonů záření) nebo přeexponovaný (nadbytek fotonů). U filmů a luminiscenčních stínítek je tento počet fotonů dán především citlivostí použitého materiálu. Při využití digitálních zobrazovacích detektorů můžeme ale jas obrazu dodatečně upravit. Celkový počet fotonů pro expozici daného snímku se nastavuje pomocí součinu proudu rentgenkou a expozičního času – „miliampér-sekundy“ (mAs); může být též elektronicky regulován pomocí expoziční automatiky. 4. Artefakty na RTG obrazu Za určitých okolností se na RTG obrazu mohou objevit některé struktury, které nemají svůj původ ve zobrazovaném předmětu – jsou to falešné artefakty. Jejich příčinou jsou například defekty nebo nečistoty na fotografickém filmu či zesilovacích fóliích, nehomogenity v detektorech flat-panelu, nežádoucí předměty (např. kovové) ve svazku RTG záření. U CT zobrazení se mohou uplatnit i tzv. strukturní artefakty vznikající při rekonstrukci transverzálních řezů v místech s ostrými rozdíly denzity, především na přechodu kosti a měkké tkáně. Za tzv. „pit falls“ (z angl. past, nástraha) označujeme efekty, které jsou vlastní dané zobrazovací metodě a mohou vést k mylné interpretaci diagnostického obrazu a k falešné pozitivitě patologického nálezu (např. partial volume effect, „magic angle“ při hodnocení rotátorové manžety…).

27

2

2

Radiologie pro studium i praxi

2.2.3 Rentgenka Zdrojem X-záření pro RTG zobrazení je speciální vakuová elektronka zvaná rentgenka – rentgenová lampa či trubice (angl. X-ray tube). Z elektronického hlediska je rentgenka klasická dioda zapojená v obvodu s vysokým napětím cca 20–200 kV (obr. 2.5). Žhavená katoda emituje elektrony, které jsou urychlovány silným elektrickým polem daným vysokým napětím U mezi katodou a anodou. Po dopadu na anodu se elektrony prudce zabrzdí, malá část jejich kinetické energie se přemění na RTG záření dvojího druhu: brzdné záření a charakteristické záření (vznik a vlastnosti těchto dvou druhů záření jsou rozebírány níže) a zbytek na teplo. RTG záření opouští anodu a vylétá z trubice ven. vakuová skleněná měděná baňka katoda anoda zapuštěný wolframový terč

rentgenový svazek

Obr. 2.5  Schéma rentgenky Po dopadu elektronů na anodu pronikají elektrony několika vrstvami atomu anody, dokud neztratí svou kinetickou energii. Probíhají zde dvě základní interakce: • interakce s polem jádra atomu; vedou ke vzniku tzv. brzdného záření (obr. 2.6), • interakce s obalovými elektrony; vedou ke vzniku tzv. charakteristického záření (obr. 2.7). Anoda je zhotovena z těžkého materiálu (nejčastěji z wolframu), který má vysokou elektronovou hustotu, takže dopadající elektrony jsou velkou odpudivou silou prudce brzděny, čímž se podle zákonitostí elektrodynamiky část jejich kinetické energie mění v brzdné elektromagnetické záření, resp. fotony RTG záření. Účinnost tohoto procesu je však poměrně malá, pouze asi 1 % celkové kinetické energie elektronů je transformováno na fotony RTG záření, zbytek se mění v teplo. Fokusace elektronů, ohnisko Rentgenky pro RTG diagnostiku používají fokusaci elektronového svazku do ohniska, což je podmínkou dosažení dobré ostrosti a rozlišení projekčního stínového transmisního obrazu při RTG diagnostice, resp. je zapotřebí, aby svazek X-záření vycházel z téměř bodového zdroje. 28

Část obecná

elektron

rentgenové záření

Obr. 2.6  Brzdné RTG záření je převažující typ záření vznikajícího v rentgence. Vzniká zpomalením letícího elektronu blízko jádra atomu. Jádro je kladně nabité a přitahuje elektron, který změní směr letu a zpomalí. Rozdíl energie je přeměněn na záření různých frekvencí. Čím blíže se dostane elektron k jádru a čím větší je jeho energie, tím větší bude energie vznikajícího kvanta RTG záření. Účinnost přeměny energie na RTG záření v rentgence je pouze 1%. Zbytek energie se přemění na záření tepelné.

rentgenové záření

elektron

Obr. 2.7  Charakteristické RTG záření vzniká při srážce letícího elektronu (z anody rentgenky) a elektronu z elektronového obalu atomu na katodě. Původní elektron je vyražen ven z atomu. Vznikne „díra”, která je ale následně zaplněna elektronem z jedné z hladin vzdálenějších od jádra, příčemž se uvolní značné množství energie ve formě fotonu RTG záření. Energie záření je rovna energetickému rozdílu mezi elektronovými hladinami, mezi kterými došlo k přeskoku elektronu; záleží na materiálu, ze kterého je anoda vyrobena, čím je protonové číslo kovu anody vyšší, tím vyšší je energie charakteristického záření. 29

2

2

Radiologie pro studium i praxi Chlazení a rotace anody Lokálnímu přehřívání jediného místa anody (ohniska), kam dopadají elektrony, se často zabraňuje rotací anody. Anoda ve tvaru kuželovitého disku (o průměru asi 5–10 cm) se otáčí kolem podélné osy, takže elektronový svazek dopadá pokaždé do jiného místa po obvodu anody, čímž je zahřívání a odvod tepla rovnoměrnější. RTG záření vystupuje sice z téhož místa, ohniska, které je přímo proti nehybné katodě, avšak toto ohnisko je díky rotaci anody tvořeno neustále jinou fyzickou částí anodového disku (teplo se tím lépe rozptyluje v materiálu anody). Rentgenky pro velmi vysoké výkony pak mají anodu aktivně chlazenou – uvnitř anody je dutina, kterou protéká chladící kapalina. Rotace anody sice zabraňuje lokálnímu přehřívání dopadového ohniska na anodě, avšak při delším provozu se anoda silně zahřívá jako celek a toto teplo se jen pomalu přenáší infračerveným vyzařováním přes vakuum ven z rentgenky do chladicího média. Mezi jednotlivými expozicemi je proto třeba dodržet určité časové prodlevy, aby anoda stačila vychladnout. Další nevýhodou rotující anody je opotřebování ložiska uvnitř vakuové baňky, které není možné zvenčí mazat ani jinak udržovat. Při opotřebování ložiska se kromě toho do vakuového prostoru rentgenky uvolňují nežádoucí zplodiny. Proto bylo pro vyšší výkony vyvinuto nové konstrukční uspořádání rentgenky typu Straton, kde svazek urychlených elektronů z axiálně umístěné katody, vychýlený magnetickým polem, dopadá periferně na protilehlou čelně umístěnou anodu, která je z vnější strany v přímém kontaktu s chladicí olejovou lázní, do níž je rentgenka ponořena. Elektronickým řízením proudu ve vychylovacích cívkách lze nastavit požadovanou pozici dopadového ohniska elektronů na anodě. Takto lze definovat i více ohnisek, které mohou pracovat současně v multiplexním provozu. Rentgenka pomocí motorku rotuje jako celek kolem své podélné osy spojující katodu se středem anody, přičemž vznikající RTG záření odchází v bočném směru. Žhavicí a anodové napětí je na rentgenku přiváděno pomocí sběrných prstenců, po nichž kloužou elektrické kartáčky (technologie slip-ring – podobná jako u elektromotorů na stejnosměrný proud). Hlavní výhodou této konstrukce je podstatně dokonalejší chlazení anody, která je v přímém kontaktu s chladicím médiem, přičemž uvnitř vakuového prostoru nejsou žádné mechanicky pohyblivé díly. Ložiska, na nichž je celá rentgenka uchycena, jsou dobře přístupná a mohou být účinně mazána. Vede to k možnosti dosažení vyššího výkonu a k podstatnému prodloužení životnosti rentgenky. Rentgenka Straton je při stejném výkonu podstatně menší a lehčí než klasické rentgenky s rotující anodou. To je velmi výhodné u nových technologií vyskorychlostních multi-slice CT přístrojů, kde je rotační mechanika silně namáhána odstředivými, gravitačními a gyroskopickými silami. Elektrické napájení rentgenky Rentgenka, jako elektronický zdroj záření, vyžaduje patřičné elektrické napájení dodávající elektrickou energii generující RTG záření a zajišťující další funkce nezbytné pro správný provoz zařízení. Rentgenka má tři základní zdroje napájení: 1. Zdroj žhavicího proudu pro katodu Je z transformátoru dodáváno nízké napětí většinou 6–12 V a proud v rozmezí cca 0,5–10 A, s možností plynulé regulace.

30

Část obecná 2. Zdroj vysokého napětí (anodového napětí) Anodového napětí je nezbytné pro urychlování elektronů v rentgence. Využíváme napětí v rozmezí cca 20–150 kV; u speciálních rentgenek pro spektrometrické použití může být i nižší. Základem tohoto zdroje (zvaného též generátor) je vysokonapěťový transformátor, který síťové napětí (220/380 V) transformuje nahoru – buď přímo ze síťového napětí, nebo nověji přes elektronický oscilační obvod. Hodnota anodového napětí je regulovatelná buď plynule, nebo skokově, což umožňuje autotransformátor, který je předřazen před vysokonapěťový transformátor. Hodnota vysokého napětí na rentgence se vyjadřuje v tisících voltů – kilovoltech (kV). 3. Napájení pro rotaci anody Jedná se o střídavé napětí (většinou síťové 220/380 V) přiváděné na cívky statoru, vytvářející točivé magnetické pole pro rotaci anody rentgenky. Pro zamezení zbytečně dlouhé rotace rentgenky, setrvačností, po skončení expozice se na příslušné cívky statoru po jejím ukončení na chvíli připojí opačná fáze střídavého napětí, a tím točivé magnetické pole obrátí svůj směr a rotace anody se zabrzdí. Kryt rentgenky Při vlastním provozu v RTG přístrojích je rentgenka zapouzdřena ve speciálním krytu válcovitého tvaru. Kryt je stíněn olovem před nežádoucím pronikáním RTG záření do okolí. Ve střední části krytu je výstupní okénko (samozřejmě nestíněné) většinou z akrylátového skla, k němuž je rentgenka natočena svým dopadovým ohniskem a kterým paprsek RTG záření vychází ven k příslušnému použití. U výkonových rentgenek je prostor mezi rentgenkou a stěnami obalu vyplněn chladicím olejem. Kolimační a lokalizační systém RTG záření z rentgenky přichází do kolimačního systému sestávajícího se z tubusu s nastavitelnými clonami vymezujícími geometrický tvar svazku RTG záření. Clony se nastavují tak, aby svazek RTG záření pokryl pouze zobrazovanou oblast a nebyly zbytečně ozařovány další části těla. Pro vizuální zaměření a nastavení zobrazovaného pole je v kolimačním systému rentgenky instalován světelný lokalizační systém, světlo z žárovky je optickou projekcí vedeno přes kolimační systém tak, aby bylo dosaženo shody viditelného světelného pole a pole RTG záření (simplisticky řečeno, světlo z žárovky nám označí oblast, kterou následně bude procházet RTG záření). Před vyšetřením je možné nastavit polohu zobrazovaného pole na kazetě filmu či zobrazovacím panelu, jakož i na povrchu těla pacienta.

2.2.4 Konstrukce RTG přístrojů, nářadí a pomůcky Kryt s rentgenkou a kolimačním systémem spolu s protilehlou filmovou kazetou či zobrazovacím panelem jsou namontovány na speciální stojany několika druhů a konstrukčního provedení, podle požadované metodiky RTG zobrazení (obr. 2.8). Pomůcky pro RTG snímkování umožňují správné uložení vyšetřovaných a zajišťují jejich pohodlí, což je prevencí pohybových neostrostí. Další typ pomůcek napomáhá stlačením objektu zmenšit jeho rozměry, tím omezit sekundární záření a zlepšit kontrast ve výsledném RTG obrazu. 31

2

Radiologie pro studium i praxi vyšetřovaný objekt

rentgenka

zdroj napětí

záření

film

2

Obr. 2.8  Schéma RTG přístroje Pro skiagrafické snímkování bývá rentgenka nejčastěji namontována nahoře na svislém stojanu (sloupový stativ upevněný na podlaze, nebo stropní závěs) s možností snadného mechanického posuvu. Filmová kazeta nebo zobrazovací panel je upevněn v dolní části stojanu, opět s možností posunu. Mezi nimi je posuvný stůl s pacientem pro vyšetření vleže. Úložná deska musí být rentgentransparentní, bývá posunovatelná příčně i podélně, což usnadňuje centrování. Snímkovací stojany (vertigrafy) jsou určeny pro snímkování ve stoje. Rentgenka s kolimačním systémem je natočena horizontálně, protilehlá kazeta nebo flat-panel je na samostatném vertikálním stojanu (tzv. vertigraf). Horizontální posun (pojezd) rentgenky může být realizován pomocí kolejniček upevněných na stropu nebo podlaze vyšetřovny. Posuny jednotlivých částí RTG systému mohou být manuální nebo motorické, s pomocí elektronicky řízených elektromotorků. U nových systémů bývá realizován tzv. autotracking – automatické synchronní spřažení posunů zobrazovacího panelu a rentgenky (opatřené kolimačním systémem). Vyšetřovací sklopné stěny jsou určeny pro skiaskopicko-skiagrafická vyšetření pacientů (obr. 2.9). Mají možnost stojan rentgenky, zobrazovacího panelu i lehátko pootočit či naklonit do různých úhlů – od horizontální po svislou polohu, což jim umožňuje široké možnosti využití. Pro flexibilní skiaskopické zobrazení bývá rentgenka a protilehlý zobrazovací detekční systém často namontovány na speciálním stojanu tvaru písmene „C“ – tzv. C-rameno (C-arm) (obr. 2.10), nebo tzv. U-rameno. Tato ramena se dají pomocí elektromotorků natáčet do různých úhlů kolem pacienta, což umožňuje snadné zobrazení v různých projekcích. Tyto systémy (bývají mnohdy mobilní) lze využít v širokém spektru aplikací, jako je digitální subtrakční angiografie, RTG navigace intervenčních výkonů, afterloading v radioterapii „brachyterapie“... Samostatnou kategorií konstrukčních řešení RTG přístrojů je transmisní rentgenová tomografie CT, kde rentgenka a protilehlý elektronický detekční systém jsou upevněny na portálovém rotačním stojanu – gantry. 32

Část obecná

Obr. 2.9  Sklopná stěna Mezi RTG pomůcky dále řadíme fixační zařízení, kompresní zařízení a pomůcky související s radiační ochranou. Fixační zařízení Pro fixaci lebky jsou určeny obvykle dvouramenné držáky, ramena k sobě přitahuje šroub, mezi jejich konce se umístí okraje lebky. Na každém RTG pracovišti by měla být také sada klínů, klínků, podložek a válečků pro podkládání vyšetřované části těla a dále pásové úchytky, které se používají i na CT. Kompresní zařízení Pásová kompresoria slouží k přichycení a stlačení vyšetřované části těla. Kompresní tubusy jsou u vyšetřovacích stěn připevněny k omezovací cloně. Palpátor (distinktor, Holzknechtova lžíce) se používá při skiaskopickém vyšetření žaludku a duodena.

Obr. 2.10  Pojízdný RTG přístroj (se zdviženým C-ramenem)

Pomůcky související s radiační ochranou • ochrana personálu před rozptýleným zářením: ochranné zástěry, rukavice či brýle s olovnatým sklem (ochrana oční čočky); • ochrana pacientů: stínící pomůcky k vykrytí citlivých orgánů, ochrana radiosenzitivních orgánů, pokud nejsou předmětem vyšetření (zejména gonády, štítná žláza).

33

2

2

Radiologie pro studium i praxi Nastavení parametrů X-záření Pro optimalizaci RTG diagnostiky je potřeba nastavit vhodné parametry X-záření. V elektrickém obvodu rentgenky se podle potřeby regulují a nastavují dva základní parametry: Anodové napětí – určuje maximální i střední energii fotonů výsledného RTG záření, jeho „tvrdost“. V praxi se anodové napětí pohybuje v širokém rozmezí od cca 20 kV do 200 kV (v závislosti na druhu zobrazovaných struktur); nižší napětí = měkčí záření. Anodový proud, expozice protékající rentgenkou určuje intenzitu RTG záření emitovaného rentgenkou IX. Lze jej regulovat změnou žhavení katody, žhavicího proudu, a tím teploty vlákna katody. Při vyšším žhavení vlákna katody je emitováno více elektronů, rentgenkou protéká vyšší proud a je vyzařována vyšší intenzita RTG záření. Průměrný proud rentgenkou se pohybuje v rozmezí jednotek mA – až asi 200 mA, okamžitý proud může být i podstatně vyšší (v pulzním režimu). Celkové množství fotonů RTG záření (expozice) určuje kvalitu RTG snímků a též radiační zátěž pacienta. Kvalita je dána součinem intenzity záření IX (fluence fotonů/s) a expozičního času T, je tedy úměrná součinu anodového proudu rentgenkou (mA) a expozičního času (s): „miliampér-sekundy“ mA.s = Q, Pro pořizování běžných skiagrafických snímků měkkých tkání se používá expozice na rentgence asi 2–6 mAs, u skeletu cca 20–80 mAs, u CT i 200 mAs. Trendem u moderních RTG přístrojů schopných pracovat v pulzním režimu s vysokým okamžitým výkonem se pro dosažení požadované expozice (mAs) dává přednost vysoké hodnotě proudu (mA) při krátkém expozičním času (s) – snižuje se tím riziko rozmazání snímku pohybem pacienta. Máme možnost využít expoziční automatiku, která po dosažení určitého předvoleného „množství“ RTG záření elektronicky vypne anodové napětí v generátoru, a tím i expozici. Pro účely automatické expozice je tok prošlého RTG záření monitorován pomocí ionizačních komůrek umístěných za kazetou s filmem nebo za flat-panelem. U digitálních zobrazovacích detektorů lze k přerušení expozice použít i předvolbu celkového počtu impulzů, nastřádaných v digitálním obrazu. Podobně funguje optimalizace expozice u CT přístrojů, kde se podle úrovně signálu z detektorů při předběžném plánovacím radiografickém zobrazení SPR (topogramu) mohou automaticky upravovat optimální hodnoty proudu (mA) při vlastním diagnostickém skenování – ATCM (automatic tube current). Filtrace, kolimační clony a sekundární clony u RTG zobrazení Již vzniklé X-záření se následně upravuje filtrací. Měkké RTG záření delších vlnových délek a nízké energie fotonů nemá pro diagnostiku žádný význam, absorbuje se většinou již v kůži a mělkých vrstvách tkáně a způsobuje jen nežádoucí radiační zátěž pacienta. Proto se používá filtrace, kdy je do cesty záření vložena hliníková nebo měděná destička tloušťky cca 1,5–4 mm, která měkkou složku RTG záření do značné míry pohltí, zatímco tvrdší složku propouští (již samotná skleněná baňka rentgenky působí inherentně jako částečný filtr, podobně chladicí olej a okénko krytu rentgeny). V některých speciálních případech, kdy potřebujeme selektivnější filtraci určitých oblastí energie, použijeme tzv. filtraci K-hranou (K-edge filter). Kombinací standardního filtru (Al, Cu) a filtru z vhodného těžšího materiálu s využitím efektu K-hrany výsledně obdržíme pásmový filtr vybírající určitý úsek energií ze spojitého spektra X-záření. Tato technika je aplikována např. u mamografie, kde molybdenový nebo rhodiový 34

Část obecná filtr odřezává fotony vyšších energií, což umožní dosažení lepšího kontrastu (viz níže „RTG mamografie“). Uvedená modalita je použita také u techniky DEXA – analýzy absopce s použitím dvou energií RTG záření „CT se dvěma rentgenkami – DSCT (Dual Source a Dual Energy CT). Vhodnými primárními clonami se zajišťuje geometrické vymezení svazku X-záření zasahujícího jen potřebnou vyšetřovanou oblast. Mezi pacientem a filmem (či stínítkem nebo zobrazovacím detekčním systémem, flat-panelem) pak může být umístěna sekundární clona či mřížka: a) sbíhavá fokusovaná Bucky-Potterova clona, b) paralelní jemná Lysholmova clona či c) ultrajemná Smithova clona. Jedná se o mřížku tvořenou rovnoběžnými absorpčními lamelami (olověnými pásky), které svými mezerami propouštějí pouze primární RTG záření prošlé ve směru původního svazku, zatímco sekundární Comptonovsky rozptýlené fotony (pohybující se jinými směry) pohlcuje v přepážkách. Potlačení sekundárního rozptýleného záření zlepšuje kontrast rentgenového obrazu. Bucky clona má poměrně tlusté přepážky (cca 1 mm), které by se promítly do RTG obrazu a působily jeho degradaci. Tento rušivý fenomén je eliminován pohybem clony bějem expozice.

2.2.5 Elektronické zobrazovací detektory RTG záření Původní zobrazení X-záření pomocí fotografického filmu nebo luminiscenčního stínítka je v současné době nahrazováno elektronickými zobrazovacími detektory. Výhodou je podstatně vyšší detekční citlivost a široké možnosti elektronického a počítačového zpracování obrazů (digitalizace). Zesilovač obrazu V šedesátých až osmdesátých letech 20. století se hojně používalo elektronického zobrazení se zesilovačem obrazu. Zesilovač obrazu je speciální vakuová elektronka se dvěma okénky – vstupním a výstupním. Dopadající RTG záření vyvolává ve vstupní scintilační vrstvě záblesky světla, které fotoefektem vyrážejí elektrony z fotokatody. Takto vzniklé elektrony jsou pak přitahovány prstencovými urychlujícími a fokusačními elektrodami, na něž je připojeno vysoké kladné napětí. Tento elektro-optický systém vrhá elektrony na výstupní scintilátor, kde urychlené elektrony vytvářejí intenzivní záblesky. Takto vzniklý „zesílený“ obraz je pak snímám videokamerou a (analogově) zobrazován na TV obrazovce. Flat-panely Moderními a dokonalejšími zobrazovacími detektory RTG záření jsou tzv. flat-panely. Detekční panel je tvořen z velkého počtu elementů (buněk, pixelů) sestavených do obrazové matice cca 2000 × 2000 obrazových elementů – i více. Úroveň elektrického signálu z každého obrazového elementu je úměrná intenzitě, resp. počtu fotonů RTG záření dopadajících do daného místa flat-panelu. Výsledkem je přímý digitální RTG obraz. Detektory RTG záření pro CT Na podobném principu jako flat-panely fungují i nynější detektory X-záření u CT, které jsou tvořeny velkým počtem půlkruhově uspořádaných elementů, z nichž každý 35

2

2

Radiologie pro studium i praxi je tvořen drobným scintilačním krystalem (trendem jsou scintilátory na bázi oxidů křemíku legovaných vzácnými zeminami).

2.2.6 Projekce RTG zobrazení u planární rentgenové diagnostiky Lidský organismus je složitou soustavou velkého počtu různě uspořádaných tkání, orgánů, kostí, tělesných dutin atd. Při RTG vyšetření se tyto jednotlivé struktury mohou vzájemně zastiňovat a překrývat, což může být příčinou jejich chybného zobrazení a rozpoznání případných anomálií. Tato interference a překrývání zobrazovaných struktur podstatně závisí na úhlu RTG paprsku. Zpravidla je možné najít takový úhel projekce, pro který je daná léze zobrazena nejlépe, bez rušení okolními strukturami. Na základě dlouholetých zkušeností rentgenologů jsou pro planární RTG vyšetření každého orgánu či oblasti předepsány určité projekce, které zajišťují nejlepší zobrazení např.: projekce předozadní AP (anterior-posterior), zadopřední PA, bočné projekce levé LL (latero-laterální, též SIN-sinister) či pravé RL (right-lateral, též DX-dextrum), šikmé projekce levé LAO (left anterior oblique), LPO (left posterior oblique) nebo pravé RPO, RAO a další projekce a speciální polohy. Problém překrývajících se struktur je do značné míry odstraněn u RTG tomografie CT. Z hlediska provedení a zpracování RTG obrazů se planární rentgenová diagnostika dělí na dvě skupiny: 1. Skiagrafie Při prostém RTG snímkování, zvaném skiagrafie, dopadá RTG záření prošlé vyšetřovanou tkání na fotografický film obsahující halogenidy stříbra (bromid stříbrný), v němž fotochemickou reakcí dochází k uvolňování stříbra z jeho vazby ve sloučenině – vzniká latentní obraz, který je při vyvolání ve vývojce zviditelněn pomocí hustoty zrníček koloidního stříbra, zbylý bromid stříbra se rozpustí v ustalovači. Hustota zčernání filmu je úměrná množství prošlého RTG záření. Vzniklý RTG fotografický obraz představuje negativní zobrazení hustoty tkáně: místa s nízkou hustotou (měkké tkáně) mají nižší absorpci, a proto vysoké zčernání, místa s vysokou denzitou (např. kosti) více absorbují RTG záření a jsou proto na filmu zobrazena světlé. Pro RTG snímkování se používají speciální filmy, jejichž emulze je tlustší a obsahuje zvýšený obsah halogenidů stříbra ve srovnání s běžnými fotografickými materiály. Pro zvýšení citlivosti (a tím snížení potřebného množství fotonů RTG záření, a tedy i snížení radiační zátěže pacienta) jsou k filmu předřazeny zesilovací luminiscenční fólie, jejichž úkolem je převést RTG záření na světlo, které exponuje fotografický film. Paměťové fólie nahrazují v RTG kazetě film a po expozici zářením uchovávají latentní elektronový obraz. Citlivá vrstva většinou obsahuje atomy europia. Dopadem fotonů RTG záření dochází v citlivé vrstvě fólie k excitaci, z atomů europia se uvolňují elektrony, které se využívají k vytvoření obrazu. Filmy se vyrábějí v různých velikostech: nejmenší políčka cca 2 × 2 cm se používají v zubní RTG diagnostice, největší formáty cca 43 × 43 cm při snímkování plic, 96 × 20 cm při vyšetření páteře (obr. 2.11). Během snímkování jsou filmy uloženy ve speciální světlotěsné kazetě, opatřené při okraji kovovými značkami a písmeny, které se při expozici promítají na film; po vyvolání jsou viditelné a zajišťují geometrickou orientaci a identifikaci snímku. V temné komoře se pak vyjímají z kazet a dále zpracovávají. Celkově však je použití filmů a „mokrého 36

Část obecná

a

b

c

Obr. 2.11  Příklady RTG snímků – ruka (a), plíce (b), krční páteř (c) procesu“ na ústupu, budoucnost patří elektronickému snímání a digitalizaci RTG obrazů, čímž se u moderních digitálních přístrojů rozdíl mezi skiagrafií a skiaskopií do značné míry stírá; v počítačovém systému lze volit, zda záznam digitálního obrazu bude statický či dynamický. 2. Skiaskopie Jako skiaskopie či fluoroskopie se označuje přímé vizuální pozorování obrazu prošlého RTG záření, původně přímo na fluorescenčním stínítku („štítu“). Přímá skiaskopie patřící dříve k běžnému vyšetření je vzhledem k vysoké radiační zátěži vyšetřujícího rentgenologa (též pacienta) využívána v současné době velmi sporadicky. Nepřímou skiaskopii umožňuje zesilovač obrazu s elektronickým snímáním obrazu, nověji přímým elektronickým, digitálním snímáním obrazu. Tato nepřímá skiaskopie je výhodná k vyšetřování dynamických dějů (koronární arteriografie, transhepatální cholangiografie...), dále při intervenčních výkonech, kde je nutná vizuální kontrola a navigace při zavádění různých sond a katétrů, implantaci kardiostimulátorů, koronární angioplastice, zavádění stentů...

2.2.7 RTG subtrakční radiografie – DSA Speciální metodou zvýšení kontrastu je tzv. subtrakční radiografie spočívající v odečtení dvou snímků téže oblasti, lišících se přítomností a nepřítomností či rozložením kontrastní látky. Cílem subtrakce je zvýraznit anatomické struktury, které by na konvenčních RTG snímcích byly málo zřetelné, nevýrazné a těžko rozpoznatelné. V prvopočátcích metody (padesátá a šedesátá léta 20. století) se používala filmová (fotografická) subtrakce, při níž se RTG snímek s kontrastní látkou překryl s negativně přefotografovaným snímkem bez kontrastní látky. Touto kombinací (maskováním) vznikl výsledný subtrakční obraz, na němž jsou vidět jen struktury naplněné kontrastní látkou. Další technický vývoj vyústil v metodu digitální subtrakce, která je nyní výhradně používaná. Uvedená modalita je výhodná pro selektivní zobrazení cévního řečiště (arteriálního i venózního), tzv. digitální subtrakční angiografie (DSA). Do paměti počítače je 37

2

2

Radiologie pro studium i praxi snímán nejprve nativní RTG obraz vyšetřovaného místa bez kontrastní látky „maska“ a následně RTG obraz po aplikaci kontrastní látky. Digitálním odečtením nativního obrazu od obrazu s kontrastní látkou vymizí struktury, které se nezměnily, jsou zobrazeny před i po aplikaci kontrastní látky (např. skelet) a zůstávají struktury, kterými se oba snímky liší, což v tomto konkrétním případě je náplň cév.

2.2.8 RTG kostní denzitometrie Kostní denzitometrie je modalita pro zjišťování hustoty (denzity) kostní tkáně na základě míry absorpce X-záření, stanovené pomocí RTG absorpční fotometrie. Nejjednodušší metoda spočívá v prozařování úzkým svazkem záření o jedné energii. Nevýhodou je skutečnost, že z celkové absorpce X-záření nelze zjistit, jaká část je atenuována kostí a jaká měkkou tkání. Dokonalejší denzitometrickou metodou je RTG absorpční fotometrie využívající dvou energií svazku X-záření s použitím rozdílných poměrů absorpce X-záření v měkké tkáni a v kostech při nízké a vysoké energii záření. Moderní RTG denzitometrické přístroje používají prozařování vyšetřovaného místa rozbíhavým („jehlanovitým“) svazkem X-záření, některé dokonce umožňují provádět celotělovou obrazovou diagnostiku kostní tkáně, stanovit obsah svalové hmoty, tukové tkáně, vody a minerálů v jednotlivých částech těla. Kostní denzitometrie hraje klíčovou úlohu při diagnostice osteoporózy. Ultrazvuková denzitometrie stanovuje denzitu kosti na základě zeslabení zvukového signálu a rychlosti jeho šíření tkání.

2.2.9 RTG mamografie Specializovanou metodou RTG zobrazení je mamografie – zobrazení případných nehomogenit a okrsků zvýšené hustoty tkáně v ženském prsu, které by mohly svědčit pro nádorový proces. Fotony nízké energie RTG záření interagují s atomy tkáně především fotoefektem, což poskytuje vyšší kontrast absorpce mezi tkáněmi i s malými rozdíly denzity Pro dosažení optimálního kontrastu zobrazení a rozlišení co nejmenších lézí je výhodné provést stlačení prsu mezi dvěma kompresními deskami. Tkáň takto tvarovanou do vrstvy o tloušťce asi 7 cm prozáříme měkkým RTG zářením o energii cca 20 keV, což umožňuje speciální rentgenku většinou s molybdenovou anodou a beryliovým výstupním okénkem, velikost ohniska 0,1–0,3 mm. K filtraci svazku RTG záření slouží molybdenový nebo rhodiový filtr, který odřezává fotony vyšších energií než cca 20 keV nebo 23 keV. Snímkování se provádí kazetou s RTG filmem opatřeným zesilovačem obrazu nebo nověji pomocí elektronického snímání obrazu – polovodičový plochý flat-panel s přímou digitalizací obrazu. Vzniklý rentgenový snímek prsní žlázy se nazývá mamogram či mastogram. Za vhodných okolností je možné odhalit nádor již od velikosti cca 4 mm. Mamografie je vhodné vyšetření nejen u žen s příznaky či podezřením na karcinom prsu, ale i v rámci screeningu. Komprese prsu vede i k jedné drobné výhodě z hlediska radiační ochrany, neboť stlačením se dočasně omezí průtok krve v tkáni a následná hypoxie poněkud snižuje radiobiologický účinek X-záření (hypoxické buňky jsou méně citlivé vůči záření). RTG mamografický přístroj může být doplněn zařízením pro mamografickou stereotaxi, která umožňuje přesné zaměření zobrazených struktur podezřelých z nádorového procesu, jejich lokalizaci a označení 38

Část obecná vhodným markerem (jako je mandrén, drátek nebo barvivo) s možností odběru vzorku pomocí biopsie pro histologické vyšetření. Alternativní mamografické metody • ultrazvuková mamografie zobrazující patologické léze na základě jejich odlišné hustoty a elasticity, • MRI mamografie – zobrazení nukleární magnetickou rezonancí, • radioizotopová scintimamografie zobrazující zvýšenou akumulaci vhodného radiofarmaka v příp. nádorové tkáni, • elektroimpedanční mamografie snímající elektrickou vodivost (impedanci) tkání mléčné žlázy. Pomocí elektrod rozmístěných na kůži v okolí vyšetřované oblasti se do tkáně zavádí slabý elektrický proud a rovněž pomocí elektrod se snímá rozdělení elektrických potenciálů na povrchu. Z těchto údajů lze rekonstruovat prostorové rozložení lokální impedance tkáně –elektroimpedanční obraz. U nádorové tkáně se pozoruje odlišná elektrická vodivost od okolní tkáně.

2.3

Ultrazvuk

Ultrazvuk (UZ) je akustické vlnění, stejné fyzikální podstaty jako zvuk, jehož frekvence leží nad hranicí slyšitelnosti lidského ucha (cca 20 kHz), tím pádem je pro lidské ucho neslyšitelný. Někteří živočichové mohou část ultrazvukového spektra vnímat (delfíni, psi, netopýři).

2.3.1 Základní fyzikální informace Fyzikální vlastnosti Vlnová délka ultrazvuku je menší než vlnová délka zvukového vlnění, což určuje jeho vlastnosti; oproti zvuku je méně ovlivněn ohybem, méně pohlcován kapalinami a pevnými látkami, významný je jeho odraz od překážek. Zdroj ultrazvuku Zdrojem ultrazvukového vlnění v praxi jsou destičky z vhodného materiálu (např. křemene, některé syntetické látky), které se vlivem periodického nabíjení elektrickým proudem smršťují a rozpínají (deformují), čímž vzniká mechanické vlnění (piezoelektrický jev). Sonografie Ultrazvuk je modalitou často využívanou při lékařském vyšetření. Ultrazvukové vlny procházejí tělem a odrážejí se od jednotlivých orgánů, resp. od přechodů mezi tkáněmi s různou akustickou impedanci (prostupnost ultrazvuku prostředím). Užití ultrazvuku Ultrazvuk má mnoho využití. Pro ilustraci uvádíme možnost určování polohy a vzdálenosti různých těles s pomocí ultrazvuku – zařízení nazýváme sonar. V ultrazvukových frekvencích se mezi sebou domlouvají např. delfíni. Další možnosti uplatnění ultrazvuku je při kontrole homogenity nebo měření tloušťky materiálu, čištění vzduchu 39

2

2

Radiologie pro studium i praxi (odstranění exhalací), sterilizaci vody, mléka a jiných roztoků, odstraňování zubních kamenů, promíchání galvanické lázně, čištění předmětů (princip čištění ultrazvukem je založen na principu kavitace, což je mechanická modalita způsobená prudkým nárazem kapaliny na předmět).

2.3.2 Lékařská ultrasonografie Lékařská sonografie je diagnostická zobrazovací technika založená na registraci ultrazvuku odraženého od tkání (obr. 2.12). Užíváme piezoelektrické sondy o frekvencích 2–18 MHz. Do těla vyšetřovaného pacienta je vysíláno ultrazvukové vlnění vytvářené piezoelektrickým měničem. Akustická impedance (prostupnost ultrazvuku prostředím), a tedy i rychlost šíření ultrazvukového vlnění, však není ve všech tkáních zcela stejná. Na rozhraní dvou tkání s odlišnou akustickou impedancí dochází k částečnému odrazu UZ vlnění. V ideální případě je plocha rozhraní kolmá na směr šíření ultrazvukového vlnění. Aby bylo možné registrovat odražené vlnění, vysílá se ultrazvuk v mikrosekundových impulzech s opakovací frekvencí (nikoliv kontinuálně) a registruje se intenzita odražených signálů i doba, za jakou se po vyslání vrátí do senzoru. Intenzita ultrazvukového vlnění klesá exponenciálně, proto je třeba pro dobrou vizualizaci detekovaný signál dále upravit, resp. provést zesílení signálu úměrně době, která uplynula od jeho vyslání. Protože vzduch má pro ultrazvukové vlnění velmi vysokou impedanci, je třeba zajistit, aby vlnění procházelo jen vodním prostředím. Obvyklým řešením je důkladné pokrytí povrchu sondy gelem (EKG krém), který zajistí dobrý průchod vlnění ze sondy (obr. 2.13) do kůže.

Obr. 2.12  Lékařský sonograf 40

Obr. 2.13  Lineární ultrazvuková sonda

Část obecná A mód A mód (amplitude mode) je jednorozměrné zobrazení, při kterém jsou na stínítku patrné amplitudy odražených signálů. Výstupem vyšetření je křivka zobrazující závislost korigované intenzity odraženého signálu na čase uplynulém od vyslání signálu. Tento mód umožňuje přesné měření vzdáleností. V jednorozměrném obrazu je obecně obtížná orientace, protože vyšetřující si musí dobře představit trojrozměrnou strukturu organismu a v ní vést jen jeden zkoumající paprsek. Jednorozměrné vyšetření v A módu je podkladem např. biometrie oka v očním lékařství. Spíše pro ilustraci uvádíme záznam A módu (obr. 2.14).

Obr. 2.14  A mód B mód B mód (brightness mode) je jednorozměrné zobrazení, při kterém se amplitudy odražených signálů převádějí do stupňů šedi. Výstupem je tedy úsečka složená z pixelů o různém jasu. Jasný bod odpovídá vrcholu na křivce z A módu, tmavý úsek odpovídá nulové linii na křivce z A módu. Tento mód je základem pro další způsoby zobrazení. M mód M mód (movement mode) je způsob jednorozměrného zobrazení umožňující zachycení pohybujících se struktur, nejčastěji srdce. Jde vlastně o data v B módu zobrazená za sebou v čase. Často se používá při vyšetření srdce jako součást echokardiografie (obr. 2.15). 2D zobrazení je základním výsledkem vyšetření, ze kterého lze v případě potřeby získat i jednorozměrné obrazy v módu A, B a zejména M. Dvojrozměrný obrazu je získán jako řada vedle sebe položených úseček jednorozměrného zobrazení v B módu, využitím několika paprsků buď jejím vychylováním z jednoho měniče, nebo použití

41

2

2

Radiologie pro studium i praxi

Obr. 2.15  Zobrazení srdce v M módu řady (array) měničů pracujících současně. Podle uspořádání snímače (sondy) tak můžeme hovořit o sondách: • lineárních – sondu tvoří řada rovnoběžných měničů, obraz má tvar obdélníku, • konvexních – sondu tvoří konvexní (vypouklá) řada měničů, obraz má tvar kruhové výseče, • sektorových – ultrazvukový paprsek je postupně vychylován buď mechanicky nebo elektronicky, obraz má tvar široké kruhové výseče. 2D zobrazení je široce využívanou metodou vyšetření vnitřních orgánů také z důvodů ekonomické nenáročnosti, dobré dostupnosti s minimální zátěží pacienta. Indikace jsou velmi široké, např. k diagnostickému zobrazení jater, žlučníku a žlučových cest, slinivky břišní, dutiny pobřišnice, ledvin, močových cest a močového měchýře, prostaty, varlat, prsů, dělohy, ovarií, srdce, cév, štítné žlázy, měkkých kloubních a kolem kloubních struktur a u novorozenců dokonce i mozku. Samozřejmostí je i ultrazvukové vyšetření vyvíjejícího se plodu. Ultrazvuk může být použit i jako prostředek pro navigaci při cílené biopsii suspektních patologických ložisek. 3D mód Moderním zobrazením je trojrozměrná rekonstrukce řady dvojrozměrných snímků. Nejčastěji tuto techniku využíváme v porodnictví, ale také např. v ortopedii. Trojrozměrný obraz vzniká počítačovou rekonstrukcí z řady za sebou ležících dvojrozměrných řezů. Aby bylo možné takovou rekonstrukci provést, je důležité znát informaci o umístění jednotlivých řezů. Toho lze v praxi docílit několika způsoby: • použitím zařízení s řízeným posunem sondy nad sledovanou oblastí, • použití běžné sondy doplněné o snímač polohy, • použití jednorozměrné řady s úhlovým vychylováním (manuálním, mechanickým nebo elektronickým), • použití dvojrozměrné řady (matice) měničů. 42

Část obecná První metodu uvádíme spíše pro přehlednost, je historicky původní, dnes se prakticky nepoužívá. Pomocí dvojrozměrné matice měničů lze provádět snímání z oblasti zájmu velmi rychle, pokud máme k dispozici dostatečně výkonný počítač, lze získávat a zobrazovat data v reálném čase, pak hovoříme o real-time 3D sonografii (obr. 2.16) nebo také o 4D sonografii.

2.3.3 Dopplerovská ultrasonografie Zdroj vlnění v pohybu zprava doleva. Před zdrojem vlevo je frekvence vyšší, za zdrojem vpravo je frekvence nižší. Dopplerův jev (obr. 2.17) popisuje změnu frekvence a vlnové délky přijímaného oproti vysílanému signálu. Jestliže pohyblivý zdroj vysílá signál s frekvencí f0, pak stojící pozorovatel jej přijímá s frekvencí f:

f = f0

Obr. 2.16  3D obraz plodu v děloze (také v barevné příloze)

υ , υ − υs ,r

kde v je rychlost vln v dané látce a υs,r relativní radiální rychlost zdroje vůči pozorovateli (kladná rychlost znamená přibližování, záporná vzdalování). Pro stacionární zdroj a pohyblivý přijímač je situace obdobná:

 υ  f = f 0 1 + 0  ,  υ  kde υ0 je rychlost přijímače a pro přibližující se přijímač je kladná, pro vzdalující se je pak záporná.

Obr. 2.17  Dopplerův jev

V běžném životě se s Dopplerovým jevem setkáme např. u sirény na jedoucím autě, která vydává tón o stále stejné výšce. Pozorovateli se jeví tón sirény auta, které se k němu blíží, jako vyšší, než je skutečný tón sirény, a naopak tón sirény vzdalujícího se auta se mu jeví jako nižší. Klasická sonografie umožňuje získat obraz statických tkání. Využitím Dopplerova jevu lze získat informaci o rychlostech pohybu tkání, zejména krve. Je nutné si uvědomit, že nezískáme skutečné rychlosti, ale pouze složky rychlosti ve směru k sondě 43

2

2

Radiologie pro studium i praxi nebo od sondy. Z toho logicky vyplývá, že pokud bude sonda měřící průtok krve cévou umístěna kolmo na cévu, naměří nulovou rychlost. Obecně lze doplerovské měření provádět ve dvou módech: • CW (continuouswave) – vysílající měnič stále vysílá UZ, • PW (pulsedwave) – vysílající měnič vysílá UZ v pulzech.

sonda povrch kůže

CW mód je jednodušší na technické řešení, Obr. 2.18  Měření toku krve dopplerovskou dává však informaci pouze o průměrné ultrasonografií rychlosti podél ultrazvukového paprsku. Jeho současné využití je obvykle v tužkových průtokoměrech sloužících zejména k měření krevního tlaku na dolních končetinách a k orientačnímu hodnocení cévního řečiště. PW mód umožňuje měřit navíc změnu frekvence mezi vysílaným a přijímaným signálem, ale i dobu, za jakou se odražený signál vrátil k sondě. To umožňuje určit nejen rychlost toku, ale i hloubku, ve které došlo k odrazu. Doplerovské měření v PW módu je možné na většině běžně používaných přístrojů, výsledek se zobrazuje jako dvojrozměrný obraz naměřených rychlostí. Výsledky se obvykle kódují barevně (barevně kódovaná doplerovská sonografie) – čím vyšší je v daném bodě rychlost k sondě, tím jasnější odstín červené je zobrazen v odpovídajícím místě na monitoru, a čím je větší rychlost od sondy, tím je zobrazen jasnější odstín modré. Tato volba barev má výhodu, že místa s turbulentním prouděním se zobrazí žlutě. Aby byla umožněna orientace na snímku, bývá spojován obraz barevně kódované doplerovské sonografie s anatomickým, kódovaným do stupňů šedi; výsledný obraz se nazývá duplexní sonogram (též duplexní sono nebo jen duplex).

2.4

Výpočetní tomografie (CT)

Výpočetní tomografie (CT) záhy po svém objevu ke konci sedmdesátých let 20. století ovládla radiologii. Její využití v diagnostice je velmi širokého spektra, významné je využití také k terapeutickým výkonům. Jedná se o radiologickou vyšetřovací metodu, která pomocí rentgenového záření umožňuje zobrazení vnitřních orgánů člověka. Přístroj, který takové vyšetření umožňuje, se nazývá výpočetní tomograf (obr. 2.19).

2.4.1 Historický úvod Základy výpočetní tomografie položil W. C. Röntgen, který roku 1895 objevil paprsky X, pomocí nichž se dodnes zhotovují rentgenové snímky. Nedostatky rentgenových snímků však spočívají v tom, že jednotlivé orgány jsou zobrazeny sumárně, překrývají se. Nejsme tedy schopni vždy jednoznačně určit, kterými orgány rentgenový paprsek prošel, a touto metodou nelze vytvořit skutečný „anatomický“ řez těla. Vyřešit tento problém se podařilo až se zavedením počítačů do lékařské diagnostiky koncem šedesátých let. Za objevitele výpočetní tomografie považujeme Brita Godfrey 44

Část obecná

Obr. 2.19  Výpočetní tomograf Newbold Hounsfielda. Nezávisle na Hounsfieldovi stejný objev učinil Američan Allan McLeod Cormack z tuftské univerzity a v roce 1979 oba dva taktéž získali Nobelovu cenu. Pro zajímavost zobrazení jedné vrstvy na prvním přístroji trvalo s počítačovým vyhodnocením téměř 20 minut, současné spirální CT přístroje vyšetří „celého pa­ cienta“ za desítky vteřin. Vývoj tomografické metody zobrazení, pět generací CT přístrojů Výpočetní tomografy konvenční jsou realizovány na základě dvou konstrukčních principů, a to konstrukce vějířové, nebo kruhové. Rozdíl spočívá ve skutečnosti, že u vějířového přístroje se otáčí jak rentgenka, tak detektorová soustava, zatímco u kruhového tomografu pouze rentgenka a detektory jsou umístěné po celém obvodu přístroje. V praktickém využití zvítězily vějířové. Až do počátku devadesátých let byla používána rotační metoda a tzv. konvenční CT přístroje (obr. 2.20). U těchto tomografů bylo nutné jedno otočení celé soustavy (gantry) kolem pacienta, poté se stůl s pacientem posunul o řez dále a opět bylo provedeno jedno otočení gantry. Uvedená technika vyžadovala poměrně dlouhý čas vyšetření a neumožňovala některé nové techniky CT zobrazení. V současné době se nejspíše již s tímto přístrojem nesetkáte na žádném pracovišti v České republice a jejich historický vývoj uvádíme spíše pro komplexnost sdělení. Z hlediska technického vývoje se přístroje CT rozdělují obvykle do pěti generací: 1. generace: RTG záření z rentgenky bylo kolimováno do tenkého svazku (válcového „tužkového“ tvaru) a po prozáření pacientem detekováno protilehlým jedním detektorem rotujícím spolu s rentgenkou. 2. generace: X-záření z rentgenky je kolimováno do tvaru vějíře a po průchodu pacientem je detekováno větším počtem detektorů umístěných v jedné řadě na kružnicové výseči naproti rentgence, rotující spolu s rentgenko, což značně urychlilo vyšetření. 3. generace: X-záření z rentgenky je kolimováno do tvaru širšího vějíře podobně jako u 2. generace, avšak prošlé záření je detekováno velkým množstvím detektorů umístěných na kruhovém oblouku ve více řadách, snímá se současně více řezů – multi-slice 45

2

2

Radiologie pro studium i praxi

rentgenka

novo zá Rentge ření

CT. Pokračováním přístrojů 3. generace jsou níže popsané spirální vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT.. 4. generace: Detektory jsou uspořádány stacionárně do úplného kruhu (prstence, resp. několik prstenců ležících vedle sebe) kolem pacienta, přičemž rotuje jen rentgenka. 5. generace: Kardio-tomograf s elektronovým svazkem – Electron Beam CT (EBT). Přístroje 4. a 5. generace nebyly příliš rozšířeny, protože při vyšší ceně (počet detektorů) nepřinášejí zásadní výhody pro klinickou praxi ve srovnání s moderními konstrukčními řešeními přístrojů generace třetí (vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT).

zkoumaný objekt

detektory

Obr. 2.20  Princip konvenčního CT

Tomografie s elektronovým svazkem – Electron Beam CT (EBT) Vedle popsaného konstrukčního řešení CT, nyní již „klasického“ s rotující rentgenkou, bylo vyvinuto zcela odlišné, fyzikálně zajímavé řešení, které vůbec neobsahuje rentgenku. X-záření zde vzniká dopadem rychlých elektronů vystřelovaných „elektronovým dělem“ na kovový terčíkový prstenec anodu, uvnitř něhož je umístěn vyšetřovaný objekt. Elektronový paprsek z elektronového děla je do požadovaného místa terčíkového prstence směrován pomocí vychylovacích cívek. V každém takto zasaženém místě vzniká brzdné X-záření, jehož paprsek pod odpovídajícím úhlem prozařuje vyšetřovaný objekt (tělo pacienta). Rotující elektronový svazek tedy generuje rotující zdroj X-záření po obvodu terčíkového prstence, podobně jako kdyby zde rotovala rentgenka. Brzdné X-záření prochází prstencovým kolimátorem s radiálně orientovanými septy, který jej tvaruje do vějířovitého svazku. Toto X-záření prošlé vyšetřovaným objektem (tkání pacienta) je detekováno elektronicky (stejně jako u klasické CT) pomocí prstencově uspořádaného pole detektorů, zevnitř překrývajících kolimátor. Novější typy EBT přístrojů mají několik vedle sebe řazených terčíkových prstenců a několik prstencových polí detektorů. Toto konstrukční řešení má dvě výhody: Neobsahuje žádné mechanicky pohyblivé díly – rotace paprsku je elektromagnetická. Umožňuje velmi rychlou tomografii – elektromagneticky vychylovaný paprsek může rotovat podstatně rychleji, než je dosažitelné při rotaci mechanické. Toto je výhodné pro sledování rychlých dějů, jako je hradlovaná (gatovaná) CT srdce. Jsou do akvizičního počítače spolu s impulzy z detektorů RTG-záření vedeny i EKG trigrovací impulzy. Značná složitost a nákladnost (cena) zařízení jsou hlavní příčiny malého využívání v praxi a i vzhledem k rychlému technickému pokroku v konstrukci CT, resp. vysokorychlostních multidetektorových systémů MDCT (popř. se dvěma rentgenkami) řeší většinu výhod EBT, a to levněji a pro běžnou praxi výhodněji. Proto nelze očekávat větší rozšíření této modality a tuto informaci uvádíme jako historicko-technickou poznámku. 46

Část obecná

2.4.2 Rentgenová tomografie – CT Klasické RTG zobrazení je planární – je to dvojrozměrná projekce denzity tkáně do určité roviny. Skutečná tkáň je však objekt trojrozměrný, takže planární obraz, který je dvojrozměrnou projekcí skutečnosti, může zachycovat jen část reality. O uspořádání tkáně v „hloubkovém třetím rozměru“ kolmém k zobrazované rovině nemůžeme z planárního obrazu mnoho zjistit. Planární obrazy mají z tohoto hlediska závažné úskalí, možnost překrývání a superpozice struktur uložených v různých hloubkách. Pomáháme si sice zobrazováním ve více různých projekcích, avšak riziko falešného nálezu či neodhalení anomálie v hloubi organismu, překryté jinou strukturou, nelze nikdy vyloučit. U planárního zobrazení dochází k prozařování RTG záření z různých hloubek, k superpozici a sumování informace o rozložení denzity ze všech hloubkových vrstev tkání a orgánů do společného obrazu. Výsledná odezva v obrazu je součtem příspěvků z jednotlivých vrstev tkáně, tedy nejen z míst vyšetřované léze, ale i z oblasti, které se nacházejí nad a pod patologickou lézí. Tím se detaily struktury vyšetřovaného orgánu v určité hloubce zastírají obrazovými informacemi ze vzdálenějších a bližších vrstev. Lze souhrnně říci, že jednotlivé tkáně a orgány jsou na planárním snímku zobrazeny sumárně, překrývají se. Pro odstranění těchto nevýhod planární RTG diagnostiky a pro získání komplexního zobrazení struktur v různých hloubkách byla vyvinuta transmisní rentgenová tomografie poskytující trojrozměrné zobrazení denzity tkání v organismu. Vyšetřovaná oblast je rozdělena na větší počet tenkých vrstev (řezů), které se každá zvlášť snímají pod mnoha různými úhly a z lokálního zeslabení RTG paprsků se v počítači matematicky zrekonstruuje denzní obraz dané vrstvy. Vyšetřovanou oblast si pak můžeme na obrazovce počítače prohlédnout po jednotlivých tenkých vrstvách, jako kdybychom pacienta příčně „rozřezali“, podívali se dovnitř na každý řez a pak ho zase (bez poškození) složili. Rentgenka a protilehlý detekční systém jsou upevněny na speciálním prstencovém stojanu, zvaném gantry, umožňujícím pomocí elektromotorku rotaci kolem vyšetřovacího lehátka. Postupným podélným lineárním posunem pacienta vzhledem k systému rentgenka-detektor můžeme vytvořit řadu obrazů příčného řezu (jednotlivých vrstev), které umístěny vedle sebe vytvářejí trojrozměrný tomografický obraz vyšetřované oblasti. Vzhledem k výpočetní náročnosti rekonstrukční procedury lze toto provést pouze s pomocí počítače, a proto se tato metoda nazývá počítačová tomografie CT (computerized tomography). Přesný název „rentgenová transmisní počítačová tomografie“ (X-ray trasmission computerized tomography) se pro svou komplikovanost neujal. Kromě prostorového tomografického zobrazení je hlavní předností CT v porovnání s konvenčním RTG zobrazením podstatně vyšší kontrast, je schopna rozpoznat a zobrazit i nepatrné rozdíly v lineárních součinitelích zeslabení RTG záření, které proniká vyšetřovanou tkání. K denznímu rozlišení dále přispívají i metody počítačové rekonstrukce a filtrace obrazu, jakož i možnosti flexibilního nastavení optimální modulace obrazu (jas, kontrast). Počítačový software pro CT má dále řadu možností pro konstrukční úpravy obrazů, vytváření trojrozměrných obrazů určitých orgánů, rekonstrukci řezů i v jiných rovinách, než výchozí transverzální, v níž byl pacient snímán. Před započetím vlastní diagnostické akvizice CT se obvykle provádí zkušební, „průzkumové“ či „plánovací“ radiografické zobrazení, označované zkratkou SPR (scan 47

2

2

Radiologie pro studium i praxi projection radiograph) a známé pod termíny Scanogram nebo Topogram. Snímá se stacionárním (nerotujícím) systémem rentgenky a detektorů, většinou v projekci AP nebo PA, při němž se lehátko s pacientem posunuje přes gantry. Vzniká tím planární obraz podobný jako u klasické skiagrafie. Tento sken pak pomáhá pro stanovení počátku a konce zobrazované oblasti těla. Obraz SPR lze použit pro expoziční automatiku, tzv. získání absorpčních (atenuačních) údajů pro automatickou regulaci anodového proudu (mA) rentgenkou ATCM (automatic tube current modulation), aby bylo dosaženo optimalizace vztahu kvalitního obrazu a radiační zátěže pacienta. Denzita vyšetřované tkáně se většinou porovnává s denzitou vody a v obrazu CT je číselně prezentována v tzv. Hounsfieldových jednotkách zavedených objeviteli CT G. N. Hounstfieldem spolu s A. L. Cormackem. Záporným hodnotám -1000 HU odpovídá (vakuum, vzduch), hodnota tukové tkáně je přibližně -50 až -100 HU, denzita pro vodu je 0 HU (likvoru +15 HU), denzita měkkých tkání je v rozsahu 40–80 HU (provzdušněné plíce mají 20–80 HU, jaternímu parenchym 40–60 HU, bílá hmota mozková 20–30 HU, šedá hmota mozková 37–45 HU, krev 40 HU, svalová tkáň 10–40 HU, ledviny 30 HU, koagulovaná krev okolo 60 HU), kostní struktury 100–1000 HU. Tak velký rozsah denzit není obrazovka počítače schopna lineárně jasově zobrazit, rovněž lidské oko je schopné rozlišit jen asi 16 stupňů šedi. Pro optimální prezentaci obrazu si proto pomáháme vhodnou modulací jasu a kontrastu obrazu. Pokud jsou předmětem našeho zájmu rozdíly v tkáních s podobnou denzitou (tak tomu bývá u parenchymových orgánů), vybíráme pomocí této modulace z celé škály denzit jen úzkou část, tzv. okénko, jehož škálu denzit zobrazíme v celém jasovém rozsahu obrazovky (např. při nastavení „okénka“ v rozmezí 0–80 HU jsou všechny tkáně mající denzitu nižší než 0 tmavé a naopak denzitu vyšší než 80 světlé, bez možnosti jejich diferenciace). Dostáváme tak dobře prokreslené obrazy požadovaných struktur a posunováním okének můžeme postupně získávat detailní informace o tkáních s různými denzitami. Detektory RTG záření pro CT Úkolem těchto detektorů je zachytit fotony X-záření procházejícího vyšetřovanou tkání a přeměnit je na elektrické signály pro další elektronické zpracování za účelem počítačové rekonstrukce denzních řezů. Základním požadavkem je zde vysoká citlivost detekce fotonů X-záření a vysoká rychlost detekce, tj. krátká mrtvá doba. Pro detekci X-záření se nejčastěji používají dva druhy detektorů: • ionizační komory plněné stlačeným plynným xenonem • scintilační detektory se scintilačními krystaly NaI(Tl), CsI(Tl)

2.4.3 Mnohodetektorové, multi-slice a spirální CT V současné době jsou prakticky na všech pracovištích CT výpočetní tomografy, které využívají několika prstenců detektorů umístěných vedle sebe v axiálním (podélném) směru – MDCT (Multi Detector CT). To umožňuje (při vhodném tvarování svazku RTG záření z rentgenky současné snímání několika transverzálních řezů vedle sebe, resp. vyšetření několika tenkých vrstev současně. Hovoříme o „více-řezových“, tzv. multi‑slice CT přístrojích (angl. slice = řez) – 4, 6, 8, 16, 64, 128-sliceových. Technická konstrukce přístrojů CT probíhá v permanentním výzkumu, zvyšuje se počet detektorů a rychlost otáčet rotoru gantry (nyní cca 0,3 s/otáčku). 48

Část obecná U tzv. spirálních CT (helikálních) se rotačně pohybuje systém rentgenka-detektory a současně probíhá pomalý automatický posun lehátka s pacientem (dráha rentgenky se efektivně jeví jako spirála, resp. šroubovice) s následnou trojrozměrnou rekonstrukcí. Vodorovná vzdálenost, o kterou se lehátko posune mezi dvěma sousedními oběhy rentgenky „stoupání“ spirály, se nazývá pitch-faktor (mm), který lze měnit. CT se dvěma rentgenkami – Dual Source a Dual Energy CT (DSCT) Další technické zdokonalení CT spočívá v konstrukci přístrojů, které mají dvě rentgenky – dva systémy rentgenka-detektor (uložené kolmo k sobě), které mohou snímat (vyšetřovat) současně. Zařízení se označuje jako Dual Source CT (DSCT). Může pracovat ve dvou základních režimech poskytujících následující výhody: 1. Obě rentgenky pracují při stejném napětí „zdvojený systém“ – zvýšení rychlosti a zkrácení akvizičního času se snížením časového rozlišení na cca 80 ms. To má význam zvláště u CT srdce (s vyšší tepovou frekvencí). 2. Obě rentgenky pracují při různém anodovém napětí (např. 140 kV a 80 kV ) s možností snímání dvojí energií (DECT – Dual Energy CT): každá z obou rentgenek vytváří X-záření o rozdílné energii. Získáme tak dva různé denzní obrazy téhož místa. Poskytuje to nejen detailní snímky anatomie, ale perspektivně to umožní rozlišovat různé druhy tkáně (odlišit např. kosti, cévy, tkáň tukovou), různé druhy ledvinových kamenů, usazování krystalků urátu sodného v kloubech (dna), či kvantifikovat distribuci kontrastní látky v myokardu (a posoudit funkční ovlivnění při morfologickém postižení věnčitých tepen). Alternativní možností tomografie se dvěma energiemi DECT je použití jednoho systému rentgenka-detetor, v němž dochází k multiplexnímu přepínání napětí na rentgence během spirálního skenování.

2.4.4 Diagnostické použití Od svého vzniku v sedmdesátých letech 20. století se výpočetní tomografie stala dominantní modalitou v RTG diagnostice – až do objevu magnetické rezonance v osmdesátých letech, jejíž hlavní výhodou je absence RTG záření. Hrudník Výpočetní tomografie je dominantní modalita pro odhalování jak akutních, tak chronických změn v plicním parenchymu. Běžné dvourozměrné rentgenové snímky mají daleko menší senzitivitu a specificitu. Používá se celá škála různých technik podle indikující diagnózy. Obvykle se neobejdeme bez aplikace nitrožilního kontrastu, který zobrazuje anatomii a hranice velkých cév a usnadňuje posuzování mezihrudí při zvětšení lymfatických uzlin. To je obzvlášť důležité při přesné diagnóze nádorových onemocnění plic. Pro vyhodnocování chronických intersticiálních procesů (rozedma, fibróza atd.) se používají tenké řezy s rekonstrukcemi o vysokých prostorových frekvencích. Tato speciální technika se nazývá výpočetní tomografie s vysokou rozlišovací schopností (HRCT). Angiografie (zobrazování tepen) hrudníku se stává prvořadou metodou pro určení plicní embolie (PE) a aortální disekce. Vyžaduje přesně časované injekce kontrastní látky a vysokorychlostní spirálovité tomografy. Vyšetření plic je dominantní oblastí výpočetní tomografie (CT). 49

2

2

Radiologie pro studium i praxi Srdce S příchodem výkonných CT skenerů, kdy jeden oběh rentgenky kolem pacienta trvá méně než sekundu, a současně se zvýšením počtu provedených řezů na jeden oběh (až do 256 řezů) lze dosáhnout vysokého rozlišení a rychlosti současně. Toto je nezbytnou podmínkou senzitivního zobrazování koronárních tepen (kardiální CT angiografie). Při použití této techniky se každá část srdce několikrát skenuje při současném záznamu EKG. EKG záznam se poté použije ke korelaci dat z výpočetní tomografie s odpovídající fází srdečních kontrakcí. Po provedení korelace se data získaná během systoly ignorují a pro rekonstrukci snímků se využívají skeny získané během diastoly. Kardiální CT angiografie vede k relativně vysoké dávce ozáření (kolem 12 mSv). Pro srovnání dávka při rentgenu plic je 0,02 mSv až 0,2 mSv a dávka z radiace přirozeného pozadí je zhruba 0,01 mSv za den. Kardiální CTA je tak rovnocenná zhruba 100–600 rentgenům plic nebo více než 3 rokům ozáření z přirozeného pozadí. Snahou je využívat metody, které snižují velikost tohoto ozáření, například snižování množství radiace na základě současného snímání EKG (modulace proudu rentgenky), což vede k výraznému snížení dávky záření, bez výraznější snížení kvality obrázku. Tato metoda asi nikdy nenahradí invazivní koronární katetrizaci. V současné době využití CT spočívá spíše ve vyloučení koronární choroby než v jejím potvrzení. Průkaz stenózy na koronárních tepnách je méně jednoznačný a často se potvrzuje následnou invazivní angiografií. Pozitivní předpovědní hodnota kardiálního CTA se odhaduje na 82 % a negativní předpovědní hodnota kolem 93 %. Nevylučujeme ale, že dalším vývojem hardware a software, při podpoře multicentrických studií budou, nebo již jsou tato procenta příznivější. Břišní dutina a pánev Výpočetní tomografie je citlivá metoda pro diagnózu břišních onemocnění, nádorových onemocnění, akutních příhod břišních, úrazových stavů, zánětlivých onemocnění, ledvinných kamenů. Dáváme ji obvykle přednost před MR až na vyšetření některých oblasti, např. neinvazivní zobrazení žlučových cest, diferenciální diagnostiku patologický procesů jater. Obvykle však oběma těmto modalitám předchází vyšetření UZ pro svoji neinvazivnost, dostupnost a ekonomickou nenáročnost. Pro optimální diagnostiku je před skenováním nutná aplikaci kontrastní látky per os, v některých případech i do konečníku. Zředěná (2%) suspenze síranu barnatého se používá nejčastěji. Jodizované kontrastní látky aplikujeme při kontraindikaci barya (například při podezření na zranění střev). Při diagnostice onemocní pánve upřednostňujeme UZ a MR. Polytrauma U traumatických stavů se stala CT dominantní vyšetřovací metodou z několika důvodů: dostupnost, rychlost vyšetření, prakticky neexistují kontraindikace vyšetření a menší ekonomická náročnost. Výjimkou je podezření na lézi míšní, kde provádíme MR. Je nutné si uvědomit, že před vyšetřením MR musí i všechny lékařské přístroje splňovat podmínky pro funkci v magnetickém poli.

50

Část obecná Končetiny Výpočetní tomografii lze využit při posuzování osteoporózy společně s dvouenergetickou rentgenovou absorbciometrií (DXA). Jedná se o modalitu ekonomicky náročnější a navíc zatěžující pacienty ionizačním zářením, což omezuje její využití. Bezpečnost Při CT vyšetření je pacient vystaven radioaktivnímu záření k v mnohonásobně vyšších dávkách než u nativního RTG zobrazení. Dávka iradiace závisí na objemu zkoumané oblasti, fyzických vlastnostech pacienta, počtu a typu skenování, v neposlední řadě i na požadované přesnosti a kvalitě zobrazení. Naší snahou je získat dostatečně kvalitní zobrazení při co nejmenší dávce ionizačního záření na pacienta, což je současným trendem vývoje hardware i software CT přístrojů. Pro ilustraci uvádíme číselně dávky ozáření u vybraných druhů vyšetření v následující tabulce. Běžné dávky záření Vyšetření

Běžná efektivní dávka (mSv)

rentgen hrudníku

0,02

CT hlavy

1,5

CT břicha

5,3

CT hrudníku

5,8 9,9

CT hrudníku, břicha a pánve srdeční CT angiogram

6,7–13

CT vyšetření tlustého střeva

3,6–8,8

2.5

Magnetická rezonance

2.5.1 Základní principy zobrazování magnetickou rezonancí Jaderný magnetismus Atomová jádra jsou tvořena protony a neutrony, přičemž protony jsou rotující nabité částice, které se chovají jako malé, válečkové magnety, které mají svůj severní a jižní pól a vytvářejí zevní magnetické pole (nazýváme je také dipoly nebo spiny). Protony atomových jader mají tendenci se párovat, čímž se jejich magnetický moment ruší. Využití fenoménu magnetické rezonance je možné pouze u atomů s lichým počtem protonů v jádře. Ideálním prvkem pro měření se nabízí vodík (součástí vody), který má pouze jeden proton v jádře, a co je důležité, je nejhojnějším prvkem v biologické tkáni (může poskytnout až 1000krát silnější MR signál než ostatní prvky). Pro měření lze teoreticky využít všechny atomy s lichým počtem protonů v jádře 13C, 23Na, 31P. Jak je výše uvedeno, atomy s lichým počtem protonů vlastní tzv. spinový angulární moment. Magnetické pole v okolí jádra je charakterizované magnetickým momentem μ a je často přirovnávané k magnetickému poli kolem malého permanentního magnetu (obr. 2.21). 51

2

2

Radiologie pro studium i praxi Tato atomová jádra jsou orientována zcela náhodně. Jsou-li ale vystavena vnějšímu magnetickému poli, mají tendenci se zorientovat svými magnetickými moN menty rovnoběžně (paralelně) ve směru či do protisměru (antiparalelně) vnějšího S magnetického pole. Stav, ve kterém má magnetický moment směr paralelní ve směru vnějšího magnetického pole, je poněkud méně energeticky náročný ve srovnání se stavem, ve kterém má magµ netický moment směr antiparalelní. Oba stavy jsou téměř stejně pravděpodobné, protože rozdíl jejich energií je malý. Výsledná magnetizace je vektorový součet jednotlivých magnetických momentů. Pro protony v magnetickém poli 1,5 T o „něco málo“ převládá nižší energetický stav (paralelní uspořádání). Převažující frakce paralelního uspořádání je 10-5 Obr. 2.21  Magnetické pole v okolí z celkového počtu a poskytuje výsledný jádra je charakterizované magnetickým vektor magnetizace. Tento vektor výsledné momentem μ a je často přirovnávané magnetizace ve vnějším magnetickém k magnetickému poli kolem malého perpoli vykonává precesní pohyb („prece- manentního magnetu si“) po plášti kužele kolem osy vnějšího magnetického pole (obdobně jako „vlček“ užívaný k dětským hrám) s Larmorovou frekvencí fL. Čím je silnější magnetické pole, tím je frekvence precesního pohybu vyšší a jsou užší hranice precese. Což na dětském „vlčku“ odpovídá stavu, kdy na začátku pohybu je frekvence jeho rotace nejvyšší a odklon jeho osy od směru gravitačního pole nejmenší. Různá atomová jádra mají různou frekvenci precese. A právě touto frekvencí RF pulzu, specifickou pro určitý prvek v daném magnetickém poli (1H při síle magnetu 1 T má frekvenci 42,6 Mhz), je nutné excitovat atomová jádra, abychom získali fenomén magnetické rezonance. Tkáni specifická magnetizace Mo je malý zlomek zevního magnetického pole Bo v longitudinálním směru (osa z). Měření Mo za těchto okolností je značně problematické. Magnetická rezonance je proces indukce přechodu mezi výše zmíněnými stavy protonů s rozdílnou energií za vzniku transverzální magnetizace. Transverzální magnetizace (která umožní měření tohoto malého Mo) vznikne aplikací radiofrekvenčního pole kolmého na směr hlavního magnetického pole B0 s amplitudou B1, jež rotuje synchronně s precesním pohybem spinů a jež způsobí odklonění výsledné magnetizace od směru vnějšího magnetického pole o 90°. Na obrázku 2.22 je zobrazen proces vyklonění longitudinální magnetizace do transverzální roviny v rotujícím referenčním souřadnicovém systému. Po odeznění radiofrekvenčního pulzu, vektor výsledné magnetizace vykonává precesní pohyb kolem statického 52

Část obecná

B0

B0

B1

B1

Obr. 2.22  Transverzální magnetizace magnetického pole s Larmorovou frekvencí a je detekován jako indukované, časově proměnné elektrické napětí na přijímací cívce. Standardně užívané přístroje magnetické rezonance mají obvykle sílu magnetického pole 1,5 T, i když v posledních letech na řadě oddělení přibývá tomografů se základním magnetickým polem 3 T. Oproti poli 1,5 T je na základě fyzikálních parametrů možné od aparátů této generace logicky očekávat lepší výstupní signál, a tím lepší rozlišení. Významné je urychlení vlastního MR vyšetření. Výsledkem by tedy měly optimálně být obrázky lepší kvality získané za kratší čas než v klasických 1 5 T systémech. Oproti aparátům se základním polem 1,5 T vznikají v poli 3 T zcela nové fyzikální problémy, které se při vyšetření v poli 1,5 T neprojeví vůbec nebo jen okrajově. Jedná se především o obrazové artefakty, které je třeba při vyhodnocování obrazů z magnetů 3 T znát. Stále nově vznikající vyšetřovací sekvence s nimi počítají a cíleně se snaží je potlačovat, což se daří i jejich dalšími úpravami v průběhu samotného MR vyšetření, mnohdy i zcela individuálně v závislosti na kvalitě obrazu, který od pacienta aktuálně dostáváme. Větší pole vyžaduje úplně novou konstrukci hardwaru včetně všech vyšetřovacích cívek. Okruh použitelných cívek se v dalším vývoji neustále rozšiřuje. Cívky jsou svými technickými parametry pro magnety 1,5 T a 3 T zcela odlišné, nelze je vzájemně zaměňovat. Z použití dvojnásobného pole vyplývá i dvojnásobně větší zátěž pro lidský organismus. Ta se především projevuje dvojnásobnou tepelnou zátěží (měří se v SARS), která je velmi přísně kontrolovanou veličinou při vyšetřování živých organismů ve všech MR systémech. Tělo absorbuje vysílající energii potřebnou k vyšetřování a mění ji zčásti v teplo. Množství takto přijaté tepelné energie lze přesně předem vypočítat a upravit v čase tak, aby organismus nepoškozovala. Podle vypočtených hodnot lze tak řídit optimální průběh vyšetření bez zbytečného prohřátí organismu. Samotná poloha pacienta při vyšetření v magnetu není lhostejná. Daleko více než u 1,5 T magnetu dbáme na správné uložení končetin. Z důvodu možného vzniku proudových smyček není např. povoleno spojovat ruce, mít nohu přes nohu. Bráníme i vzájemného kontaktu nohou. V místě dotyku stehen, lýtek, kolenou či kotníků vkládáme izolační materiál. Při pobytu v magnetu se pacienta týká nepříjemná hlučnost, která je větší než v poli 1,5 T a kterou tlumíme jednak ucpávkami do uší a dále sluchátky sloužícími zároveň pro dorozumívání obsluhy magnetu s pacientem. K nejčastějším pokynům patří volní přerušení dýchání za účelem získání obrázků, které tak zůstávají nezkresleny pohybovými artefakty z pohybů provázejících dýchání. 53

2

2

Radiologie pro studium i praxi Nepříjemným momentem společným poli 1,5 T i 3 T je nutnost umístit vyšetřovanou část těla v centru magnetu uvnitř vyšetřovacího tunelu. U pacientů se sklonem ke klaustrofobii to může být za plného vědomí nepřekonatelná komplikace. Někdy postačí sedace před vyšetřením, jindy se vyšetření bohužel neobejde bez celkové anestezie, která je rovněž nutností u malých dětí či nespolupracujících pacientů. Provedení narkózy při vyšetření v poli 3 T vyžaduje dýchací přístroj s atestem na prostředí 3 T pole. Oproti prostředí 1,5 T magnetu jsou technické nároky na jejich konstrukci s ohledem na kovové magnetické komponenty ještě vyšší. Absolutní kontraindikací pro vyšetření MR zůstává kardiostimulátor (Existují nové typy kardiostimulátoru, kdy pacient za určitých podmínek může být vyšetřen na MR. Je vyžadována přítomnost kardiologa a podmínek uvedených u kardiostimulátoru.) a kochleární implantát. Ještě větší opatrnost než v poli 1,5 T je nutná v poli 3 T u vyšetřovaných s přítomností kovu v těle. Humánní implantáty jsou dnes opatřeny pro pobyt v magnetickém poli o síle 1,5 T i 3 T. Větší potenciální nebezpečí je silnější pole v přítomnosti kovových střepin, které mohou být kdekoliv v těle; zvlášť nebezpečné jsou v oku, kde jejich posunutí v magnetickém poli může vést i k oslepnutí. Klinickou indikací pro využití 3 T MR byl zpočátku především mozek a mícha. S rozvojem techniky se zájem rychle rozšířil o kloubní problematiku, cévní systém, s novými sekvencemi i o játra, pankreas, břicho a pánev. Pole 3 T nachází výhodné uplatnění v oblasti muskuloskeletálního MR, v kloubech je lépe patrná zdravá i poškozená chrupavka. Čím menší je vyšetřovaný objekt, tím více vyniknou přednosti 3 T aparátu. Vyšší signál, který získáme z 3 T MR, využijeme s výhodou tam, kde nám nedostatek signálu u 1,5 T působí rozpaky s hodnocením nálezu. Z často žádaných vyšetření je to především prostata u mužů a malá pánev u ženy. Ze složitějších vyšetření vyšší výstupní signál oceníme při spektroskopiích, kde se od sebe lépe a s větší přesností diferencují jednotlivé spektrální vrcholy. Využití spektroskopie je především u nádorů a při sledování postupu jejich léčby a vyžaduje úzkou spolupráci klinika s radiologem. Zcela samostatnou kapitolou je funkční magnetické rezonance (fMRI). Přesně definovaná úloha (paradigma) odlišuje dva přesně definované stavy klidu a aktivity. Rozdíl v utilizaci kyslíku mezi oběma stavy určuje zapojení kortikálních mozkových center při určité úloze (paradigmatu). Vyšší signál umožňuje lepší diskriminaci změn a jejich přesnější topické uložení. Vyšetření stanoví ty oblasti mozkové kůry, které se aktivně podílejí na realizaci prováděné úlohy. Možnost vyšetřování difuzně vážených obrazů představovala velký pokrok v možnostech 1,5 T zařízení. Tuto možnost mají zařízení využívající pole o síle 3 T rovněž a navíc, díky vyššímu signálu, je možné plně využívat difuzní tenzorové zobrazení (DTI) pro mozkové mapování. Toto zobrazení nám prvně umožňuje vidět bílou hmotu nikoliv jako jednolitou mozkovou tkáň, ale vysledovat směr a průběh jejích vláken v rámci jednotlivých mozkových struktur napříč mozkovou tkání. Na první pohled efektní barevné obrazy využívá hlavně předoperačně, např. neurochirurg při sledování průběhu důležitých mozkových drah v okolí nádorů, cyst apod. Zde si klademe dvě základní otázky: 1. lokalizace mozkové dráhy, její vztah k patologickému procesu? 2. patologický proces (obvykle nádor) prorůstá danou mozkovou drahou, nebo ji dislokuje? Pro běžné vyšetřování lze zjednodušeně říci, že výhodami přístrojů s 3 T je lepší obraz za kratší čas, který vynikne hlavně při malém vyšetřovacím poli. Spektroskopie, fMRI, perfuze a DTI při využití magnetického pole 3 T jsou metody, které jednoznačně zvyšují kvalitu, přesnost a rychlost dosaženým výsledků. 54

Část obecná MR přístroje s magnety o magnetické indukci menší jak 1 T (nejčastěji 0,35 T popř. 0,5 T) většinou využívají elektro- nebo permanentních magnetů uspořádaných do tvaru písmene C. Bývají to otevřené systémy, které se hodí pro vyšetřovaní klaustrofobických pacientů, k intervenčním výkonům pod MR kontrolou, k dynamickým vyšetřením pohybového aparátu atd. Tento druh přístrojů obvykle charakterizuje nižší poměr signál-šum (SNR), slabší a pomalejší gradienty („slew rate“), menší zobrazené pole (FOV)..., zejména pak nižší pořizovací náklady v porovnání s celotělovými supravodivými 1,5 T a 3 T přístroji. T1 relaxační čas Radiofrekvenční pulz způsobí absorpci energie jádry, která přejdou do excitovaného stavu. Jádra se mohou vrátit do základního stavu tím, že předají jejich přebytečnou energii do okolí, které je nazýváno lattice (mřížka). Proces lze zjednodušeně vyjádřit jako skutečnost, že vychýlení vektorů o 90° následuje zotavovací fáze, která vede k obnově původního stavu. Mírou rychlosti zotavení této longitudinální magnetizace (obr. 2.23) je relaxační čas T1 (nazýván také jako čas spin-lattice). Definice T1 relaxačního času je doba, která je nutná k zotavení 63 % původní longitudinální magnetizace. Průměrná frekvence tohoto Brownova pohybu závisí na velikosti molekul v mřížce. Malé molekuly čisté vody se pohybují rychleji a velké molekuly proteinů se pohybují pomaleji. Středně velké molekuly – např. molekuly tuku – se pohybují s frekvencí velmi blízkou Larmorově, a proto tuk má kratší T1 relaxační čas (150–250 ms) než čistá voda (mozkomíšní mok 2000–3000 ms) či tkáně bohaté na proteiny. Vzhledem k tomu, že Larmorova frekvence závisí na síle magnetického pole, je i T1 relaxační čas závislý na síle tohoto pole. Tkáně s krátkým T1 relaxačním časem jsou zdrojem více signálu, a jsou tedy světlejší (hypersignální) na T1W obrazech.

Mz M0

T1 63 % čas

Obr. 2.23  Longitudinální magnetizace T2 relaxační čas Proces T2 relaxace popisuje zánik transverzální magnetizace způsobený defázací magnetických momentů jednotlivých spinů a ztrátu jejich fázové koherence. V biologických tkáních tvoří největší příspěvek k T2 relaxaci statická magnetická pole sousedních protonů. Zjednodušeně lze tento fenomén vysvětlit tak, že vektory, které jsou uspořádány paralelně, mají tendenci po aplikaci pulzu se vychylovat (rozfázovat), čímž klesá intenzita magnetického pole. Je nutné si vždy uvědomit, že tyto procesy vznikají v rámci jednoho voxelu. Na ztrátě fázové koherence se podílejí i zevní vlivy (nehomogenita vnějšího magnetického pole, gradietních cívek...). Mírou ztráty signálu v důsledku 55

2

2

Radiologie pro studium i praxi interakce mezi dipoly a jejich tkáňovým prostředím je relaxační čas T2 (čas spin-spin). T2 relaxační čas je pokles transverzální magnetizace z maxima na 37 % původní hodnoty. Různé tkáně mají různý T1 a T2 relaxační čas, přičemž T2 je zpravidla kratší a dosahuje 10–20 % délky T1 relaxačního času. Velké molekuly, které se pohybují pomaleji, jako například roztoky makromolekul, podporují T2 relaxaci a mají kratší T2 relaxační časy. Malé molekuly čisté vody mají delší T2 relaxační časy. Síla vnějšího magnetického pole má výrazněji menší vliv na T2 relaxační čas než na T1 relaxační čas. Transverzální magnetizace (obr. 2.24) ve FID zaniká rychleji, než by bylo očekáváno ze samotné T2 relaxace. Toto je způsobeno přítomností nehomogenit magnetického pole a tuto relaxaci charakterizuje kratší, tzv. T2* relaxační čas. Tkáně s krátkým T2 relaxačním časem jsou tmavší (hyposignální) na T2W obrazech.

Mxy M0 T2 37 %

čas

Obr. 2.24  Transverzální magnetizace

Mxy

Mxy

krátké T1

dlouhé T2

dlouhé T1 krátké T2 a

b

Obr. 2.25a,b  T1 relaxační křivky (a), T2 relaxační křivky (b) Repetiční čas (TR) Většina vyšetřovacích sekvencí je založena na opakované aplikaci radiofrekvenčních pulzů. Čas mezi dvěma excitačními radiofrekvenčními pulzy se nazývá repetiční čas TR. Čas echa (TE) Čas echa je doba, která uplyne od středu 90° RF excitačního pulzu do středu echa. Amplituda transverzální magnetizace na vrcholu echa závisí na TE a na T2 tkáně.

56

Část obecná T1, T2, PD vážené obrazy T1 vážený obraz maximalizuje vliv longitudinální magnetizace na výsledný kontrast a je charakterizován krátkým TE a TR. T2 vážený obraz maximalizuje vliv transverzální magnetizace na výsledný kontrast a je charakterizován dlouhým TE a TR. PD vážený obraz maximalizuje vliv longitudinální i transverzální magnetizace na výsledný kontrast a je charakterizován krátkým TE a dlouhým TR. Pojmy „krátký a dlouhý“ jsou dost vágní a závisejí na síle magnetického pole a T1 a T2 relaxačních časech vyšetřovaných tkání (obr. 2.26). Zhruba lze říci, že v sekvenci SE obraz T1W má TR pod 700 ms, TE menší než 20 ms, T2W obraz využívá TR delší než 2000 ms a TE nad 70 ms, PDW TR delší než 2000 ms, TE kratší než 30 ms.

dlouhé TR (> 1800 ms)

PD

krátké TR (300–600 ms)

T1

krátké TE (10–30 ms)

T2

dlouhé TE (> 80 ms)

Obr. 2.26  Závislost T1, T2 a PD vážení na TR a TE na 1,5 T přístroji Gradienty magnetického pole Gradietní cívky umožňují změnu magnetického pole v předem určených, na sebe kolmých směrech. Různé speciální cívky pro vyšetření určitých anatomických oblastí (povrchové, prsní …) pak zlepšují poměr signál/šum. Gradient magnetického pole (obr. 2.27) je pak proměnné magnetické pole, které narůstá na síle v určitém směru. Setkáme se s gradienty ve směrech podél os x, y, z. Gradienty magnetického pole jsou krátkodobě aktivovány jako pulzy v přesně určených okamžicích. Výběr roviny řezu Výběr roviny řezu je kombinací gradientu magnetického pole a speciálně tvarovaného radiofrekvenčního pulzu, aby došlo k selekci MR signálu pouze z oblasti řezu. Gradient způsobí takové rozložení Larmorových frekvencí, že frekvence RF pulzu odpovídá pouze danému řezu. Orientace řezu závisí na tom, který (popř. které) ze tří gradientů magnetického pole je (jsou) v daném okamžiku zapnut(y). Řezy jsou lokalizovány 57

2

2

Radiologie pro studium i praxi y

y

y

x x gradient z

x

x z gradient

y gradient z

z

Obr. 2.27  Gradienty magnetického pole v místě, kde Larmorova frekvence odpovídá frekvenci RF pulzu. Výběr řezu je prováděn změnou frekvence RF pulzu a tloušťka řezu je určena silou gradientu.

2.5.2 Zobrazovací sekvence Rozeznáváme dvě základní skupiny technik pro získání MR signálu (obecně nazývané sekvence): spinechové a gradientechové sekvence. Spin echo (SE) sekvence SE sekvence se skládá z 90° excitačního pulzu následovaného po čase TE/2 180° refokuzačním pulzem, který způsobí vznik echa v čase TE. Defázace vzniklá konstantními nehomogenitami pole je kompenzována 180° pulzem, a proto jsou SE sekvence T2 vážené (bez 180 % refokuzačního pulzu by byly T2* vážené, jako u GE sekvence). Tedy ve spinechové sekvenci 180° refokuzační pulz aplikovaný v čase TE/2 po excitačním 90° pulzu způsobí zajištění výsledné fázové koherence v čase TE. Tento cyklus 90° excitačního pulzu následovaného 180° refokuzačním pulzem se v rámci jedné studie mnohokráte opakuje (obr. 2.28a). Gradientní echo (GE) sekvence GE sekvence k defázaci a následné refázaci používají gradienty opačné polarity. Vzhledem k nepřítomnosti 180° refokuzačního pulzu zde nedochází ke kompenzaci nehomogenit magnetického pole a sekvence je T2* vážená. Toto se projevuje zvýšenou náchylností k artefaktům na rozhraní tkání s odlišnou susceptibilitou, které se nejčastěji projevují ztrátou signálu a distorzí zobrazených anatomických struktur (obr. 2.28b). Tato zvýšená citlivost k susceptibilnímu efektu je užitečná např. při detekci drobných hemoragických lezí, kalcifikací… Sekvence s předpřípravou magnetizace Nejdůležitější přípravné pulzy se používají u technik pro potlačení signálu tuku nebo likvoru, pro zlepšení T1 váženého kontrastu a při užití magnetizačního transferu (MT). Potlačení signálu tuku Tuk je na PD a T1 vážených sekvencích hypersignální. Tento hypersignál často zakrývá některé patologické léze. Podkožní tuk je také častým zdrojem pohybových a respiračních artefaktů. 58

Část obecná

180° 90°

90°

TE/2

TE/2

FID ECHO

TR a α

Gr

FID

ECHO

b

Obr. 2.28a,b  Zjednodušené schéma SE sekvencí (a), GE sekvencí (b) Spektrální potlačení signálu tuku Rezonanční frekvence vodíkových atomů vázaných v tuku je o 3,5 ppm nižší než rezonanční frekvence vodíkových atomů vázaných ve vodě, což činí pro 1,5 T systémy 210 Hz. Aplikací spektrálního saturačního pulzu před zobrazovací sekvencí je možné výrazně potlačit signál tuku. Tato technika je velmi náročná na vysokou homogenitu magnetického pole. Je nutné zajistit, aby rezonanční frekvence vody a tuku nebyla závislá na lokalizaci. K dosažení této homogenity se používají shimovací cívky. Na relaxaci závislé potlačení signálu tuku Vzhledem k tomu, že tuk má velmi krátký T1 relaxační čas, lze předřazením inverzního pulzu před aplikací excitačního pulzu dosáhnout úplného potlačení signálu tuku. Inverzní pulz je předřazen o takový časový interval (tau), který zajistí, že v době aplikace excitačního pulzu prochází magnetizace tuku transverzální rovinou (v ideálním případě má 0 mangetizaci) a následně není zdrojem signálu. Tato technika se nazývá STIR (short tau inversion recovery) a je často používána ve spojení s rychlými sekvencemi. Inverzní čas tau pro potlačení signálu tuku je na 1,5 T systémech přibližně 150 ms při použití konvenčních technik a přibližně 170 ms při použití rychlých sekvencí. Inverzní 59

2

2

Radiologie pro studium i praxi pulz do jisté míry ovlivňuje signál ze všech tkání, a tak snižuje poměr signálu k šumu (SNR). Vzhledem k tomu, že většina na MR používaných paramagnetických kontrastních látek způsobuje zkrácení T1 relaxačního času, neměly by tyto techniky být používány na potlačení signálu tuku na postkontrastních skenech, kde by mohlo dojít k potlačení signálu enhancující léze. Na relaxaci závislé potlačení signálu likvoru – FLAIR Volbou vhodného inverzního času tau lze dosáhnout eliminace signálu likvoru. Tato technika je užitečná při studiu periventrikulárních lezí, které jsou často na T2 vážených obrazech zamaskovány hypersignálem likvoru. V kombinaci se SE sekvencí se tato technika označuje jako FLAIR (fluid-attenuated inversion recovery). Použití inverzního pulzu k zlepšení T1 vážení Po aplikaci inverzního pulzu makroskopická magnetizace narůstá podle T1 relaxačního času. Tyto T1 vážené inversion recovery sekvence (T1W-IR) se často používají ke kontrastnějšímu zobrazení struktur šedé hmoty mozkové, zobrazování mozku v pediatrii. FLASH Gradientní technika spojená s excitací malého úhlu se nazývá FLASH (fast low angle shot). Tato rychlá technika se s výhodou používá při vyšetření břicha v nádechu, při dynamickém zobrazování srdce, při magnetické rezonanční angiografii (MRA) a u 3D sekvencí. 3D typ akvizice je získáván aplikací fázového kódovaní ve dvou ortogonálních směrech. Podmínkou je, aby pro každý krok fázového kódování v jednom směru byly zopakovány všechny kroky fázového kódování ve směru druhém – a z toho vyplývá i nutnost používat krátké intervaly TR. 3D typ akvizice nemá meziřezový interval a vzhledem k tomu, že každá řádka obsahuje signál z celého 3D volumu, je zde i výrazně vyšší poměr signálu k šumu. Steady-state Techniky Opakovanou aplikací RF excitačních pulzů malého úhlu dochází k postupné redukci longitudinální magnetizace. S postupující redukcí longitudinální magnetizace dochází k postupnému zvyšování rychlosti relaxace až do nastolení rovnováhy, která se nazývá steady-state. Použitím velmi malých excitačních úhlů zůstává magnetizace v blízkosti equilibria a rychlost T1 relaxace je malá, téměř nezávislá na T1 relaxačním čase. Vliv T1 vážení je tak potlačen a dominuje T2* vážení. Při použití větších excitačních úhlů zůstává po každém měření výrazná reziduální transverzální magnetizace, která může ovlivňovat další měření. Tato transverzální magnetizace se ruší použitím gradientního nebo radiofrekvenčního pulzu (spoiling). Jiná technika opět sfázuje reziduální transverzální magnetizaci, která byla defázována za účelem fázového kódování. Tato sekvence se nazývá FISP (fast imaging with steady-state precession). Jako trueFISP se označuje sekvence, kde dochází k refázaci ve všech třech rozměrech a kde se používá velkého excitačního úhlu a krátkého intervalu TR. Gradientní techniky s před přípravou magnetizace Nejrychlejší konvenční gradientní sekvence používají široké frekvenční pásmo, jež vyžaduje pouze malé akviziční okno, nejkratší možné TE a TR. Taktéž pro dosažení dostatečného poměru signálu k šumu je nutné použít Ernstův úhel. Za účelem dosažení 60

Část obecná dostatečného kontrastu se používá inverzní pulz před vlastní akvizicí dat. Jeden pulz předchází akvizici všech dat celého K prostoru. Každá řádka K prostoru je měřena v jiném čase relaxační křivky následující inverzní pulz. Za kontrast budou zodpovědné nízké prostorové frekvence. Vysoké prostorové frekvence jsou naměřené s různými amplitudami, a proto výsledný obraz může být poněkud rozmazaný. Tato technika se nazývá turboFLASH a používá se pro rychlé lokalizéry, k monitoraci perfuze nebo enhancementu patologických lézí. Čas na akvizici 3D je příliš dlouhý, než aby bylo možné použít jen jeden preparační pulz. Preparační pulz je předřazen každé hloubku kódující smyčce s rozdílným rovinným krokem fázového kódování. Tato technika se nazývá MPRAGE (magnetization-prepared rapid-acquired gradient-echoes) a poskytuje možnost dosažení lepšího T1 vážení. Výhodou je, že příspěvek signálu pro každý fázi kódující krok v rovině je konstantní a poskytuje obraz bez artefaktů jako u konvenčního gradientního echa. Pouze u multiplanárních rekonstrukcí ve směru hloubkového kódování je patrná variace signálu způsobená sběrem signálu podél relaxační křivky.

2.5.3 Magnetizační transfer Zobrazování s magnetizačním transfer (MT) metoda užívaná jako tkáňově-specifická supresní technika k získání tkáňového kontrastu různých částí těla a mozku. Magnetizační transfer kontrast (MTC) lze aplikovat jak při vyšetření mozku, tak při vyšetření páteře. Lze ho použít jak při konvenčních spin-echo sekvencích, tak u sekvencí gradientních. Lidský organismus obsahuje dvě hlavní formy protonů vody: vázané protony (bound water pool), protony vázané v makromolekulách, které jsou obsaženy v buněčných membránách, buněčných bílkovinách. Tyto vázané protony vzhledem ke svému extrémně krátkému T2 relaxačnímu času v klasických technikách k signálu MR přímo nepřispívají, ale jistě intenzitu výsledného signálu modulují prostřednictvím dipolárních interakcí a interakcí chemické výměny s volnými protony. Protony volné vody (free water pool) jsou druhou hlavní formou protonů v lidském organismu, jsou součástí volně difundující extracelulární a intracelulární tekutiny. Při fenoménu zobrazení MR jsou tyto volné protony hlavním přímým zdrojem signálu. Tyto protony již mají dostatečně dlouhý T2 relaxační čas, který zajistí přítomnost signálu v době sběru echa. Další důležitou vlastností, kterou mají vázané protony (bound water pool), je skutečnost, že rezonují ve velmi široké škále rezonančních frekvencí, což je způsobeno jejich vazbou na nejrůznější v organismu přítomné makromolekuly, zatímco rezonanční frekvence volných protonů se pohybuje v poměrně úzkém frekvenčním pásmu. Ve tkáních, které obsahují jak volné, tak vázané protony, dochází k vzájemné výměně magnetizace mezi těmito dvěma formami protonů, a to vede ke vzniku equilibria, tedy stavu kdy je magnetizace obou skupin protonů („poolů“) vyrovnaná a je stejná. Při procesu magnetizační transfer (MT) dochází saturací – v našem případě vázaných protonů (bound water pool) – k ustanovení nové rovnováhy a ke snížení dostupné magnetizace i u volných protonů, což má za následek snížení přijímaného signálu. Je nutné si uvědomit, že téměř každá biologická tkáň, tedy i většina tkání lidského těla obsahuje obě výše zmíněné formy vodních protonů. Jejich vzájemný poměr se však tkáň od tkáně liší. Tato vlastnost dává potenciálně vznik nové modalitě kontrastu v MRI, která se jeví velmi významnou. Ne všechny biologické tkáně jsou citlivé na MTC. 61

2

2

Radiologie pro studium i praxi Metoda využívající MTC se nazývá MTI (magnetic transfer imaging) a je založena na RF prepulzu saturujícím protony vázané vody. Protony vázané vody mají velmi široké pásmo rezonančních frekvencích a velmi krátký T2 relaxační čas (méně než 0,1 ms). Naproti tomu protony volné vody mají úzké pásmo rezonanční frekvence a poměrně dlouhý T2 relaxační čas (více než 10–100 ms). V zásadě jsou dvě možnosti, jak lze selektivně saturovat protony volné vody. První metoda užívá rozdílu šíře pásma rezonančních frekvencí mezi protony vázané a volné vody. Aplikaci RF prepulzu lišícího se o delta f (5–10 kHZ ) od úzkého frekvenčního pásma volné vody dojde k selektivní saturaci protonů vázané vody metodou MTC OFF-Resonance. Druhá metoda využívá rozdílu velikostí T2 relaxačního času mezi protony volné a vázané vody. V průběhu aplikace série binominálních RF pulzů – „jump and return“, z nichž nejpoužívanější je 90, 90, -90, -90, není magnetizace volné vody změněna a vrací se zpět do osy z. Naproti tomu u protonů vázané vody – vlivem jejich extrémně krátkému T2 relaxačnímu času – dojde během této série pulzů k selektivní T2 defázaci. Výsledná intenzita signálu je tímto tedy snížena a míra, ve které dojde ke snížení intenzity signálu, závisí mimo jiné na vzájemném kvantitativním poměru protonů volné a vázané vody. Tato technika se mimo jiné používá při magnetické rezonanční angiografii k potlačení stacionární tkáně pozadí a ve spojení s aplikací KL k zvýraznění ložisek patologického enhancementu. Magnetizační transfer se taktéž někdy označuje jako vnitřní kontrast a do jisté míry umožňuje aplikovat menší množství kontrastní látky.

2.5.4 Rekonstrukce obrazů magnetické rezonance Téměř každý obraz magnetické rezonance vzniká použitím algoritmu Fourierovy transformace pro identifikaci lokalizace MR signálu z různých oblastí vyšetřované části těla. Tento algoritmus může vytvářet 2D a 3D MR obrazy různých velikostí a prostorových rozlišení. Obrazy jsou vypočítávány z digitalizovaných MR signálů přijatých ech. Obrázek MR je 2D rovina rozdělená mřížkou na základní obrazové elementy nazývané pixely. Pixely jsou taktéž někdy nazývané voxely, což zohledňuje skutečnost, že MR obraz reprezentuje spíše řez určité tloušťky než pouze rovinu. Nejtypičtější MR obrazy se skládají z 256 sloupců a 256 řad pixelů (voxelů), kde je každý reprezentován celým číslem, jež odpovídá intenzitě MR signálu, který pochází z odpovídající oblasti obrazu. Každý pixel je reprezentován dvěma bajty, což celkem umožňuje 65 536 možných různých hodnot. Rychlé zobrazovací metody Tzv. single-echo techniky se počítají mezi konvenční techniky a čas měření je zde počítán vynásobením intervalu TR počtem akvizic a počtem Fourierových řádek. Pouze multi-echo techniky se počítají mezi rychlé zobrazovací metody. Rychlé zobrazování se SE sekvencemi Mezi rychlé zobrazování s použitím SE sekvencí se počítá koncept turbo spin echa (TSE) nebo fast spin echa (FSE). Tyto techniky používají vícečetná echa k zaplnění řádek K prostoru. Každé echo má rozdílné fázové kódování. Snížení času měření je přímo úměrné počtu použitých ech. Efektivní echo time je určován časem měření 62

Část obecná nízkých prostorových frekvencí. Vlivem krátkého časového odstupu mezi jednotlivými refokuzačními pulzy je tato sekvence méně citlivá při detekci hemoragických lézí (susceptibilní efekt). Dále zde dochází k potenciální ztrátě malých detailů, jež plyne ze skutečnosti, že vyšší prostorové frekvence jsou většinou měřeny z pozdních ech, které mají nižší signální intenzitu. Protokoly s TSE sekvencemi používají delší TR, což má za následek lepší kontrast než u SE sekvence a často používají větší matrix, což vede k lepšímu prostorovému rozlišení. TSE sekvence se kombinují s IR pulzy. V důsledku úspory času měření může být inverzní čas prodloužen na více než 2 s, a tak dosaženo optimálního potlačení signálu likvoru, při kterém vyniknou periventrikulární léze. Kombinací techniky half -Fourier se „single shot“ TSE vzniká sekvence HASTE. Kombinaci TSE s GRE vzniká turbo-gradient a spin-echo sekvence (TGSE, výrobci Philips také označovaná jako GRASE). Tato sekvence vychází z TSE sekvence, kde ovšem po každém 180° refokuzačním impulzu místo sběru jednoho echa dojde ještě ke sběru více gradientních ech, která se získají reverzací gradientu frekvenčního kódování s krátce zapnutým gradientem fázového kódování. Vzhledem k tomu, že tato technika prodlužuje vzdálenost mezi RF refokuzačními pulzy, nedochází k narušení vzájemného působení elektromagnetických polí ve smyslu J coupling, a tedy tuk vypadá podobně jako na SE obrazech. Protože gradientní sekvence jsou citlivé, na rozdíl susceptibilit je u této sekvence v porovnání s TSE sekvencí zvýšená citlivost k přítomnosti rozpadových krevních produktů. Rychlé zobrazování s gradientními sekvencemi Ultrarychlé sekvence se označují jako echo planar imaging (EPI). Klasická forma používá jeden excitační pulz s více fázově kódovanými echy k tvorbě. S touto technikou je možné vytvořit obraz za 80–120 ms. Klasická metoda je zatížena rozsáhlými susceptibilními artefakty, které přímo závisejí na počtu gradientních ech získaných z jedné excitace (tzv. echo-train length). Navzdory těmto artefaktům je několik klinických aplikací, ve kterých je EPI jedinou možnou použitelnou technikou. Jedná se například o zobrazování difuze – DWI (diffusion weighted imaging), funkční MRI a zobrazování koronárního řečiště. Z tabulky 2.1 jsou zřejmé různé odpovídající si akronymy sekvencí používané různými výrobci MR přístrojů. Paralelní akviziční techniky Paralelní akviziční techniky využívají řady přijímacích cívek uložených těsně vedle sebe, jež obklopují vyšetřovaný objekt a jež přijímají paralelně signál z vyšetřované oblasti. Každá cívka má definované uložení a „senzitivní profil“, jež poskytují informace ke správnému výslednému složení MR obrazu. Existuje mnoho strategií pro výsledné složení obrazu (metoda SENSE, SMASH, GRAPPA). Artefakty při zobrazování Magnetickou rezonancí Artefakt lze definovat jako signálovou intenzitu v MR obrazu, která neodpovídá skutečné prostorové distribuci tkání a většinou způsobuje zhoršení kvality a snížení výpovědní hodnoty získaného obrazu. Existuje celá řada klasifikačních kritérií, podle kterých lze artefakty rozdělit. Jedna z klasifikací dělí artefakty na téměř nevyhnutelné a vlastní pro použitou sekvenci. Mezi tyto patří chemický posun, trunkační artefakt, susceptibilní gradienty způsobené artefakty a artefakty z toku a pohybu. Do druhé skupiny patří 63

2

2

Radiologie pro studium i praxi Tab. 2.1  Akronymy odpovídajících si sekvencí používané různými výrobci MR přístrojů Philips

General Electric

Siemens

FFE, T1-FFE

SPGR, MPGR

FLASH

GRASS

FISP

CE-T2-FFE

SSFP

PSIF

Balanced FFE

FIESTA

CISS, DESS, trueFISP

Gradientní echo s přípravou magnetizace (MP-GRE)

TFE

FSPGR

TurboFLASH, MPRAGE

Rychlé spin-echo

TSE

FSE

TSE, TIR, TIRM

Kombinace gradientního a spin-echa

GRASE

GRASE

TGSE

Single-shot rychlé (fast) spin-echo

SS-TSE

SSFSE

HASTE, HASTIRM

Spoiled gradient echo Steady-state gradient echo se vzorkováním FID (free induction decay) SS-GRE-FID Steady-state gradient echo se vzorkováním SE (spinechové) komponenty SS-GRE-SE Steady-state gradient echo se vzorkováním FID (free induction decay) a SE (spinechové) komponenty SS-GRE-FID-SE

artefakty, kterým se lze vyvarovat a které jsou vytvořeny převážně uživatelem. Do této skupiny patří aliasingové artefakty. Do třetí skupiny pak řadíme artefakty vzniklé poruchou přístroje. Chemický posun Do první skupiny nevyhnutelných artefaktů patří chemický posun. Vzhledem k tomu, že informace o frekvenci je používána pro selektivní excitaci a prostorové kódování a že voda a tuk mají poněkud rozdílné rezonanční frekvence, dochází k vzájemnému posunu mezi vodním a tukovým obrazem ve směru frekvenčního kódování. To vede buď k absenci signálu na rozhraní voda tuk, kde se zobrazí pouze signál vody a signál tuku je přiřazen sousednímu pixelu o nižší frekvenci, nebo na druhé straně ke zvýšení signálu, kde dochází k superpozici signálu posunutého tuku a vody. Tok a pohyb Fáze makroskopické magnetizace je používána pro kódování prostorové informace ve směru kolmém na směr frekvenčního kódování. Tok a pohyb ničí tuto fázovou koherenci. Pohybující se a tekoucí objekty mají často chybnou pozici ve směru fázového kódování, která neodpovídá pozici stacionární tkáně ve stejné lokalizaci. Tento jev se označuje v anglosaské literatuře jako „ghosting“. Pulzatilní tok vede k vícečetné chybné pozici ve směru fázového kódování – k tzv. „multiple ghosting“. Pro odstranění artefaktů způsobených konstantním tokem lze použít techniky GMR (viz. výše). Artefakty způsobené periodickým pulzatilním tokem lze zčásti odstranit použitím 64

Část obecná synchronizace na srdeční činnost. Zvláštní typ artefaktu způsobený tokem, se kterým se setkáme u sekvence turboFLAIR.. Pro potlačení signálu likvoru se u sekvence typu FLAIR používá inverzní pulz, kde inverzní čas je vybrán tak, aby v době excitace procházela longitudinální magnetizace likvoru nulou. Dojde-li v době inverzního času k přítoku nesaturovaného likvoru, je tento nápadně hypersignální a může být mylně interpretován jako intraventrikulární patologie. Trunkační artefakty Vzhledem k tomu, že čas pro měření dat není nekonečný, ale je omezený, nedojde ke změření vysokých prostorových frekvencí kontrastních rozhraní. Užití pouze konečného počtu prostorových frekvencí při Fourierově syntéze obrazu má za následek obraz, jež je degradován vlnkovými artefakty. Vzdálenost jednotlivých vlnek přímo odpovídá nejvyšší použité prostorové frekvenci. Nejvyšší prostorová frekvence v rekonstruovaném obrazu se nazývá Nyquistova a je dána vztahem: Fn = 1/(2Δx), kde Δx odpovídá velikosti pixelu. Intenzita těchto vlnek je funkcí ostrosti hran a rozhraní v obrazu. Tento efekt se taktéž nazývá Gibbsův fenomén a může být výrazně snížen, jestliže data předzpracujeme (zfiltrujeme) tak, aby došlo k postupnému snížení amplitudy prostorových frekvencí, jak se blíží k Nyquistově. Negativní jev, který provází toto předzpracování obrazu, je mírné rozmazání obrazu, jež je způsobeno odstraněním vysokých prostorových frekvencí. Efekt je nejnápadnější, když kontrastní rozhraní je orientované rovnoběžně se směrem frekvenčního nebo fázového kódování. Často se objevuje jako střídavé světlé a tmavé proužky v blízkosti kontrastních rozhraní mícha/likvor, tuková/svalová tkáň a může vést k diagnostickým rozpakům – např. při zobrazení menisků. Susceptibilní artefakt S tímto jevem se setkáme například v okolí cizích kovových těles v těle, dále pak na rozhraní vzduchu – kosti – měkkých tkání. Zdrojem susceptibilního artefaktu jsou lokální nehomogenity magnetického pole, které způsobí nelineární distribuci rezonančních frekvencí a nelineární distribuci fázové informace. Protože je tento efekt neměnný v čase i v prostoru, bude z větší části refázován v SE zobrazování. Naproti tomu u gradientních sekvencí se setkáme s dramatickým poklesem signálu, jež je způsobený rychlou defázací transverzální magnetizace a s distorzí geometrie v místech, kde dosud zbývá nějaký signál, protože ten je přiřazen chybným lokalitám na základě Fourierovy transformace, která předpokládá lineární distribuci fází a frekvencí. Aliasing Jestliže je FoV menší než vyšetřovaná oblast, bude část oblasti, která se nachází mimo FoV vlivem podvzorkování odpovídat svojí fází či frekvencí pozici na opačné straně MR obrazu a tam se také promítne. Řešením je převzorkování, které ve směru frekvenčního kódování neprodlužuje akviziční časy a ve směru fázového kódování ano. V případě 3D typu akvizic může k aliasingu dojít ve všech třech směrech.

65

2

2

Radiologie pro studium i praxi EKG (PPU) Gating Tato technika se nejčastěji používá pro eliminaci pohybových artefaktů při zobrazování srdce. Snaží se zajistit, že řádky K prostoru jsou pro daný obrázek snímány ve stejném čase v rámci srdečního cyklu. Počátek měření víceřezové akvizice může být získán prospektivně na základě EKG signálu. Při tomto typu synchronizace je měřena pouze jedna řádka K prostoru pro každý řez v rámci jedné srdeční akce. Při měření se dává přednost konci srdečního cyklu, aby došlo k další minimalizaci pohybových artefaktů. U retrospektivního typu synchronizace jsou řádky K prostoru pro daný krok fázového kódování měřeny v rámci doby trvání celého času TR a jsou ukládány s časovou značkou odpovídající fáze srdečního cyklu. Naměřená data jsou později normalizována a přetříděna a uživatel si může zvolit počet výsledných MR obrazů, které chce pro jednu srdeční fázi vypočítat. Výhodou retrospektivní srdeční synchronizace je úplné pokrytí doby srdečního cyklu.

2.5.5 Magnetická rezonanční angiografie (MRA) V současné době rozeznáváme tři typy MRA. První skupina je založena na fenoménu inflow a nazývá se TOF (time of flight) technika. Druhá skupina využívá skutečnosti, že chování fáze makroskopické magnetizace může být citlivé na pohyb a označuje se jako PC (phase contrast). Třetí skupina je založená na aplikaci kontrastní látky a nazývá se ceMRA (contrast enhanced). K vizualizaci vaskulárního stromu se používají zrekonstruované projekce, které přiřadí nejvyšší intenzitu signálu nalezenou v akvizičních řezech podél paprsku perspektivy danému pixelu na obrazovce. Tato projekce se nazývá maximum intensity projection (MIP). 3D Time-of-Flight Angiography Tato metoda je založena na ToF efektu nesaturované krve tekoucí do 3D zobrazovaného objemu s primárně saturovanou stacionární tkání. Nesaturovaná krev v cévě je hyperintenzní ve srovnání se stacionární saturovanou tkání okolí. K potlačení signálu pozadí se často využívá jevu magnetizačního transferu. Progresivní saturace tekoucí krve z místa vstupu k místu výstupu je většinou kompenzována lineárním nárůstem excitačního úhlu ve směru očekávaného toku. Tato technika je taktéž nazývána akronymem TONE (tilted optimized non-saturating excitation). 3D ToF technika se nejvíce používá k zobrazení intrakraniálního cévního řečiště. 2D Time-of-Flight Angiography Tato metoda dává lepší výsledky pro zobrazení extrakraniálního a periferního vaskulárního řečiště. Hlavním vylepšením v porovnání s technikou 3D TOF je skutečnost, že každý řez je vstupním, a nedochází zde tedy k progresivní saturaci krve. Jedna z nevýhod této techniky je prodloužení času měření nebo omezený rozsah pokrytí vyšetřované oblasti sekvenčně aplikovanými řezy. Tyto řezy musí být získány s výrazným překryvem, aby došlo ke kompenzaci distorzí signálu na kraji řezů. Mezi další nevýhody patří rychlá saturace krve, jež teče v rovině řezu nebo opět vstupuje do roviny řezu – jako např. v případě cévní kličky. Toto může být mylně interpretováno jako nedostatek toku za stenózou nebo uzávěrem. V současné době je technika 2D ToF-MRA nahrazována angiografickou technikou s podáním KL, tzv. CeMRA. 66

Část obecná

2.5.6 Zobrazování difuze magnetickou rezonancí (DWI) DWI je samostatná metoda, která slouží k zobrazení náhodného pohybu vodních molekul – difuzi v biologických tkáních za aplikace silných gradientů magnetického pole. Difuze v mozku může být jednak izotropní, kdy její velikost nezávisí na směru, např. v likvoru, nebo vysoce izotropní je šedá hmota mozková. Naopak anizotropní difuze, kde velikost difuze je závislá na jejím směru, je v bílé hmotě mozkové. Difuze je daleko větší (rychlejší) ve směru průběhu axonů mozkových drah než ve směru kolmém na tyto struktury, neboť přestup přes fyziologické membrány ji zpomaluje. Tato technika je mimo jiné užitečná např. pro detekci cytotoxického edému, kde dochází ke zvýšení intracelulární tekutiny na úkor extracelulární, což vede ke snížení difuze vody. Protože ischemie vede k cytotoxickému edému velmi časně (již asi po 1 h), DWI je schopné velmi časné detekce ischemické léze. V klinické praxi se obvykle pořizují tři obrazy odpovídající anatomickému řezu. První obraz je obyčejný T2W obraz s vypnutým difuzním gradientem (b = 0). Druhý obraz (trace image) je získán s difuzními gradienty zapnutými ve směru frekvenčního a fázového kódování a kolmo na směr roviny řezu. Oblasti akutního mozkového infarktu s cytotoxickým edémem vykazují snížení difuze a jsou na tomto obrazu hypersignální. Třetím typem obrazu je vypočítaný parametrický obraz nazývaný ADC mapa, ve které je každému pixelu přiřazena hodnota vypočítaného difuzního koeficientu z této lokalizace. Tkáně se sníženým stupněm mobility vodních protonů jsou na těchto obrazech tmavé. Existuje několik důvodů, proč je užitečné dopočítat ADC mapu. Jedním z nich je tzv. T2 prosvítání (T2-shine-through). Jedná se o prodloužení T2 relaxačního času, které se zobrazuje jako hypersignální na DWI obrazech. Většina klinicky používaných MR přístrojů je nucena používat delší TE (desítky milisekund) u difuzně vážených sekvencí, aby bylo možné zapnout symetrické difuzi detekující gradientní pulzy. Kromě diagnózy CMP se difuzní MR zobrazování uplatňuje v diagnostice u nádorů, zánětů a jeho význam je nadále objektem rozsáhlého výzkumu.

2.5.7 Zobrazování perfuze magnetickou rezonancí (PWI) PWI je metoda, která umožňuje měření kapilární perfuze. V současné době se používá přístup s aplikací exogenní kontrastní látky (chelát na bázi Gd), který působí jako T2* kontrast v průběhu prvního průchodu intrakraniálním cévním řečištěm. Kontrastní látka způsobí přechodné snížení signálové intenzity na základě T2* zkrácení při susceptibilním efektu, které je přímo úměrné koncentraci v dané oblasti. Tato technika se označuje jako zobrazování dynamickým susceptibilním kontrastem (DSC). Do ischemické mozkové tkáně se sníženou perfuzí se dostane méně kontrastní látky a T2* vážený obraz zde zůstane hypersignální. Za použití rychlých EPI sekvencí je možné získat například až 50 sekvenčních obrazů v 12-řezových polohách v průběhu cca 70 s za aplikace bolu kontrastní látky. Tedy získáme celkem cca 600 obrázků na další zpracování (pro vyšetření perfuze mozkové tkáně využíváme dobu asi 18–20 s, za kterou projde KL mozkem, s předpokladem pro kvalitní zobrazení je možnost alespoň 1 sken za 1,5 s). Z těchto obrazů jsou pak vypočítány parametrické mapy.

67

2

2

Radiologie pro studium i praxi Kromě času příchodu bolu kontrastní látky umožňuje modelová funkce výpočet ostatních důležitých fyziologických a patofyziologických parametrů jako například relativní regionální mozkový krevní objem – rrCBV (relative regional cerebral blood volume). Výpočet normalizovaného prvního momentu poskytne parametr relativní průměrný čas průchodu – rMTT (relative mean transit time), jež odpovídá času, který rozdělí plochu pod křivkou na dvě stejně velké oblasti, resp. kdy proteče danou tkání poloviny kontrastní látky. Na některých pracovištích měří čas od injekce bolu po jeho maximum TTP (time to peak). Injekce bolu kontrastní látky je aplikována cca 5–10 s po začátku zobrazovací sekvence, aby bylo zajištěno dostatečné množství základních obrazů. Obvykle se aplikuje 0,2 mmol/kg tělesné hmotnosti kontrastní látky rychlostí 5 ml/s, což je následováno 20–30 ml fyziologického roztoku, aby došlo k vypláchnutí kontrastní látky z katétru, z vény a z plicního řečiště. Dává se přednost aplikaci KL injektorem. Sekvenční obrázky jsou získávány většinou echoplanární sekvencí současně ve více řezových polohách. U pacientů s hyperakutním infarktem mozkové tkáně je oblast ischemie prokázaná pomocí PWI často větší než oblast parenchymového poškození zobrazená pomocí DWI. DWI nejspíše zobrazí tkáň irreverzibilně poškozenou, PWI navíc i tkáň „penumbru“ (tkáň „v soumraku“, „ve stínu“), kterou lze ještě léčbou ovlivnit (zachránit).

2.5.8 Funkční magnetická rezonance (fMRI) Funkční magnetická rezonance je zobrazovací metoda, která umožňuje funkční zobrazení mozku, resp. její reakci na podnět. Funkční magnetická rezonance není citlivá přímo na neuronální aktivitu, ale vzhledem k tomu, že lokální hemodynamické poměry jsou úzce svázané s lokální mozkovou aktivitou. mohou být tyto použity jako náhradní indikátory činnosti mozku.. Existují dva základní mechanismy kontrastu, které se uplatňují při změně hemodynamického stavu. První z nich je nazýván akronymem BOLD (blood oxygenation level-dependent) a využívá změny poměru mezi okysličenou a neokysličenou krví a skutečnosti, že deoxyhemoglobin je paramagnetický a oxyhemoglobin diamagnetický. Paramagnetický deoxyhemoglobin lokalizovaný intravaskulárně v kapilárách způsobuje susceptibilním efektem zkrácení T2* relaxačního času na gradientní sekvenci, a tak působí tělu vlastní kontrast. Mozková aktivita je doprovázena v prvé fázi zvýšenou utilizací krve, a tedy kyslíku v dané oblasti mozku, ale ještě není přítomné zvýšení mozkové perfuze. V další fázi, asi za 2–3 s od podnětu, dochází k výraznějšímu zvýšení krevního průtoku danou oblastí mozku (asi o 60–70 %) s pouze mírným zvýšením spotřeby kyslíku (10–20 %). Tato „nadbytečná“ perfuze má za následek pokles koncentrace deoxyhemoglobinu v dané oblasti, který pak vede ke zvýšení signálu na T2* gradientních sekvencích (jedná se o změnu signálu na úrovní 2–3 % u přístroje o síle magnetu 1,5 T). Tato „malá změna signálu“ nemůže být hodnocena ze dvou obrazů (zobrazení klidové fáze a aktivity mozku), ale je nutné podnět po klidové fázi vícekrát opakovat (tzv. blokový design) a výsledky dále statisticky zpracovávat, abychom dostali výsledky odlišitelné od šumu.

68

Část obecná Druhý, méně známý mechanismus vychází ze skutečnosti, že zvýšení tkáňové perfuze má za následek snížení T1 relaxačního času, které má za následek zvýšení signálu na T1 vážené sekvenci. fMRI kromě experimentálních prací (existují stovky publikací při sledování kognitivních funkcí u různých onemocnění) nachází uplatnění při mapování funkčních oblastí mozku. Pomocí paradigmat (např. pohybu palce po dlani či mluveného slova) lze přesvědčivě „mapovat“ (např. motorický či řečový) kortex, který by měl být ušetřen před neurochirurgickou intervenci. Je nutné si uvědomit, že pro dané vyšetření je nezbytná dobrá spolupráce pacienta.

2.5.9 MR spektroskopie Magnetická rezonanční spektroskopie je technika, která slouží k detekci přítomnosti chemických látek ve tkáních. Magnetická rezonanční spektroskopie (MRS) získává informaci z jedné oblasti zájmu. Magnetické rezonanční spektroskopické zobrazování (MRSI) získává informace současně z více oblastí najednou, které jsou určené prostřednictvím fázového kódování. Základní rozdíl mezi MRI a MRS(I) z technického hlediska je skutečnost, že MRI se získává z protonů vody za přítomnosti gradientů magnetického pole, zatímco MRS signály jsou získávány z metabolitů za mnohem nižších koncentrací a většinou za nepřítomnosti gradientu magnetického pole. MR spektroskopie může být prováděna s celou řadou jader. Nejčastěji se pracuje s jádry vodíku (1H) a fosforu (31P). 1H MRS detekuje aminokyselinu N-acetylaspartátovou, která je pokládána za ukazatel přítomnosti žijících neuronů. 1H MRS taktéž detekuje signál z kreatinu a fosfokreatinu, z cholinových metabolitů a laktátu. Při použití krátkých echo časů (TE < 30 ms) 1H MRS taktéž detekuje myoinositol, glutamin, glutamát a kyselinu γ-amino butyrovou (GABA). 31P MRS detekuje adenosin trifosfát (ATP), fosfocreatin, anorganický fosfát (který se taktéž používá k měření tkáňového pH), fosfomonoestery, fosfodiestery. Největší klinickou aplikaci nalezla MRS a MRSI v oblasti CNS (epi­leptologie u metabolických onemocnění …), dále při vyšetření svalové tkáně. Základní principy MR spektroskopie Frekvence přijímaného MR signálu je určena jednak gyromagnetickým poměrem, který je charakteristický pro každé jádro, a intenzitou magnetického pole v místě jádra. Magnetické pole detekované jádrem je kromě základního pole B0 taktéž funkcí elektronů, jež bezprostředně obklopují jádro, a taktéž elektronů sousedních atomů. Tato interakce elektronů s vnějším magnetickým polem, jež způsobuje změnu lokálního pole, se nazývá chemický posuv. Ve vnějším magnetickém poli každé chemicky odlišné jádro rezonuje s poněkud odlišnou frekvencí, jež má za následek i oddělené špičky v NMR spektrech, a to umožňuje detekovat například jednotlivé protony v dané bílkovině nebo různé fosfáty v ATP. Měřítko chemického posunu je vyjádřeno jako relativní frekvenční posun v částech na milion (ppm). Další informace může být získána z typu multiplicity resonance (doublet, triplet…). Ve většině spekter s vyšším spektrálním rozlišením je možné pozorovat štěpení čar na tzv. multiplety. Příčinou je interakce magnetických momentů atomových jader prostřednictvím vazbových elektronů, která se označuje jako J coupling nebo spin-spin coupling. Aby bylo možné využít informace poskytnuté velmi malými změnami NMR frekvence souvisejícími s chemickým posuvem, je 69

2

2

Radiologie pro studium i praxi nezbytně nutné použití extrémně homogenního vnějšího magnetického pole a z toho plynou i nároky na přístrojové vybavení. MRS podobně jako MRI technika vyžaduje krátké pulzy RF energie, které jsou následovány sběrem dat u FID nebo 180° refokuzačním pulzem a sběrem dat v čase TE u SE sekvence. Pro roztoky chemických sloučenin se spektrum skládá ze sady relativně úzkých špiček, jejichž plochy jsou přímo úměrné počtu detekovaných jader za předpokladu, že experiment je opakován dostatečně pomalu s časovým intervalem TR, aby mohlo dojít k plnému zotavení magnetizace mezi excitacemi.

2.5.10 Kontraindikace k vyšetření MR Kontraindikace k vyšetření MR jsou absolutní a relativní. Mezi absolutní kontraindikace patří přítomnost implantovaných elektrických či elektromagnetických přístrojů (kardiostimulátor, kochleární implantát…), které nebyly experimentálně testovány v prostředí magnetu. V případě kovových implantátů pak konkrétně závisí na složení a na magnetických vlastnostech slitiny. V zásadě hrozí nebezpečí pohybu a ohřevu cizího kovového tělesa. Vesměs tyto implantáty způsobují rozsáhlé artefakty, které znemožňují zobrazení anatomických struktur v jejich bezprostředním okolí. Zvláště velká obezřetnost by měla být věnována cévním svorkám např. na intrakraniálních aneuryzmatech, srdečním chlopním, stentům, intravaskulárním spirálám. Informace týkající se vyšetřování magnetickou rezonancí v době těhotenství nejsou ucelené a v zásadě převažuje názor, že vyšetření plodu neškodí, nicméně jednoznačně tato skutečnost potvrzena nebyla. Kontrastní látky obsahující gadolinium (GdCAs) mohou vyvolat nefrogenní systémovou fibrózu (NFS), která může končit až úmrtím pacienta. Rizikovou skupinou jsou nemocní s poruchami funkce ledvin, před transplantací jater apod. (viz kontrastní látky pro MR).

2.6

Pozitronová emisní tomografie a CT (PET/CT)

Tato metoda využívá pozitronové zářiče, tj. radionuklidy emitující kladně nabité částice pozitrony. Při β+ rozpadu radioaktivního prvku vzniká pozitron (podobný velikostí elektronu, ale má kladný náboj), který se již po několika mm anihiluje s elektronem, vznikají dva fotony, které se od sebe šíří v úhlu 180° se značnou energii (mají opačný směr) a jsou zachyceny na prstenci (koincidenčním detektoru, dva protilehlé detektory jsou spojeny koincidenčním obvodem). Detektory na PET kamerách vyžadují speciální scintilátory s vyšší hustotou a vyšším atomovým číslem – nejprve byly používány detektory BGO (vizmut-germanát), poté GSO a LSO (gadolinium, lutecium). Počítačovým zpracováním vzniká 3D obraz, dále provedeme CT vyšetření, následně je možná fúze těchto dvou obrazů, kdy CT doplňuje anatomickou informaci pro fúzi obrazů. Pacientovi aplikuje radioaktivní izotop fluóru, jehož nosičem je látka tělu vlastní glukóza (2-fluoro-2deoxy D glukózu) (FDG). Izotop 18F je uměle vyrobený v cyklotronu – výhodný vzhledem k poločasu rozpadu, který je asi 110 minut (izotopy s kratším poločasem by bylo obtížné v reálném čase dopravit od cyklotronu, s delším poločasem rozpadu by více zatěžovaly vyšetřované osoby ionizujícím zářením). Tkáně s větší spotřebou glukózy více akumulují glukózu (mají větší „hlad“ po glukóze). 70

Část obecná Zánětlivá a nádorová ložiska vykazují intenzivní glukózový metabolismus (glukózu ve zvýšené míře vychytávají, tedy i radioaktivní látku). Ložiska s větší akumulací radioaktivní látky jsou barevně odlišitelná od normální tkáně. Hybridní spojení s CT nám umožňuje fúzi obrazu a přesnou lokalizaci ložiska (ložisko zvýšené akumulace se promítne do anatomického obrazu získaného pomocí CT). Bez spojení s CT bychom např. viděli aktivní ložisko v břiše, ale určit, zda je v játrech, ve střevě, nejedná-li se o lymfatickou uzlinu, by bylo obtížné. Nutný je určitý režim pacienta před provedeném PET/CT (vyloučení fyzické aktivity několik dnů před vyšetřením, pacient by měl být lačný, alespoň 6 hodin před vyšetřením, dostatečně hydratován). Nedodržení těchto podmínek by mohlo vést k falešně pozitivnímu vychytávání glukózy ve svalech (po nedodržení fyzického klidu), nebo zhoršení kontrastu při vysoké hladině glykemie (pacient není lačný, nemocní s diabetes mellitus a vysokou hladinou glykemie). Radiofarmakum se aplikuje intravenózně, akumulační fáze (doba od i.v. aplikace 18-FDG do snímání) je zhruba 60 minut, samotná doba vyšetření trvá asi 45 minut. Za indikaci považujeme podezření na nádorové a zánětlivé procesy nejasné lokalizace (odlišení nádoru a zánětu obvykle není snadné), při sledování možné recidivy nádorů diferenciaci jizevnaté tkáně (ta neakumuluje ve zvýšené míře glukózu) od recidivy nádoru (ta naopak ano), předpokládaný patologický proces nejasné etiologie. Indikací stále přibývá s dostupností metody – např. nádory hlavy a krku již v primární diagnostice, infekce cévních protéz (vhodné je aplikovat současně jodovou KL pro zobrazení cév při CT skenech), kloubních náhrad, horečnatých stavů neznámého původu. Nově je uveden na trh přístroj PET/MR (kde místo CT je použita MR), čímž je pochopitelně nemocný zatížen menší dávkou ionizujícího záření, ale zatím nejsou s těmito přístroji větší zkušenosti.

2.7

Jednofotonová emisní tomografie (SPECT), SPECT/CT

Jedná se o metodu, kdy po podání radioaktivní látky (intravenózně, perorálně nebo inhalací) získáme informace o funkci tkáně. Radiofarmakum se usazuje v místech zvýšeného metabolismu nebo vaskularizace (jedná se o zářiče gama). Radiofarmakum vyzařuje gamafotony, které zachycuje gamakamera (pro zvýšení rychlosti vyšetření mívá i 2 nebo 3 hlavy). Počítačovým zpracováním pak získáme 2D obraz. Nevýhodou této modality je anatomická nepřesnost lokalizací nalezených lézí. Naopak v radiodiagnostice je prioritní posouzení anatomicko-morfologických změn, funkční aspekt je v pozadí. Tyto nevýhody obou modalit (radiodiagnostiky a nukleární medicíny) odstraňují hybridní systémy, např. (SPECT/CT). Obvykle podle nálezu na scintigrafii doplňujeme cíleně SPECT a CT vyšetření dané oblasti, kdy CT zobrazí anatomickou strukturu, a následně dojde k počítačové fúzi obrazů.

2.8

Projekce (obecné poznámky)

Projekcí rozumíme průmět rentgenového obrazu objektu na určitou plochu (film, štít). Je dána vzájemným postavením ohniska – objektu – filmu (štítu). Projekce označujeme dle směru průchodu centrálního paprsku vyšetřovaným objektem. Místo vstupu paprsku je první část, místo výstupu je druhá část označení projekce. Např. PA projekce 71

2

2

Radiologie pro studium i praxi hrudníku (posterioanterior, zadopřední) znamená, že záda vyšetřovaného jsou obrácena k rentgence a hrudník k filmu. Teoreticky lze u každé části těla provést řadu projekcí. Pro snadnější analýzu RTG obrazů a jejich srovnání byly postupně vybrány projekce, které jsou pro danou část nejcharakterističtější, přinášejí optimální informace a které lze dobře definovat – projekce standardní. Projekce: • předozadní (anterio-posterior – AP), • zadopřední (posterio-anterior – PA), • bočná (pravá, resp. pravolevá, levá, resp. levopravá), • šikmá (pravá, levá), jedna ze základních rovin těla směřuje k filmu a centrálnímu paprsku pod jiným úhlem než pravým, • tangenciální, centrální paprsek jde jako tangenta k obvodu zakřiveného orgánu, • axiální, centrální paprsek probíhá osou objektu, • speciální projekce – dle Towna, Rhesova. Stranová označení: Každý rentgenogram musí mít zřetelně vyznačenu stranu objektu, rentgenogramy musí být při hodnocení postaveny tak, jako bychom se na vyšetřovaného dívali v základním anatomickém postavení. Označení se provádí kovovými písmeny, která se připevní obvykle náplastí na kazetu. Písmeno P (pravá strana) a L (levá strana) se umístí do rohu kazety tak, aby nezakrývaly část objektu. U bočných a šikmých projekcí se řídí značka dle naléhající části těla. Poloha snímkování: ve stoje, vleže, na boku, vleže na zádech, vsedě. Roviny těla: sagitální, frontální (koronální), transverzální (axiální) – kolmá na nejdelší osu těla (obr. 2.29).

frontální (koronární) rovina

transverzální (axiální) rovina

sagitální rovina

Obr. 2.29  Roviny těla 72

Část obecná

2.9

Specifika radiologie u dětí

Děti nejsou malí dospělí a zobrazování u dětí má svá specifika: • menší velikost těla, • rozdělení na různé skupiny dle věku, • horší nebo žádná spolupráce, • mnoho funkčních rozdílů (rychlejší dech, neschopnost zadržení dechu na příkaz, zvýšená plynatost střev apod.), • snímkování vyžaduje speciální přístup, • k efektivní imobilizaci pacientů se používají speciální přídatné pomůcky (uložení pediatrického pacienta k získání správné projekce při snímkování je mnohem obtížnější než u kooperujícího dospělého), • důležité jsou zkušenosti personálu, • ke snímkování se používají nižší dávky než u dospělých, záleží na způsobu snímkování, filmovém materiálu a vyvolávacím procesu, • snímkování dětí vyžaduje kvalitní přístroje – nejlépe přímá digitalizace, • pečlivé nastavení expozice – expoziční tabulky, • kvalitní monitory, • velmi důležitá je správná indikace a jasně vyslovená otázka, na kterou by mělo vyšetření odpovědět. Pediatrická radiologie je zvláštní částí radiologie, což vyžaduje speciální přístup laborantů i lékařů. Děti trpí jinými chorobami; zvláště u novorozenců a malých dětí se častěji setkáváme s vrozenými a vývojovými vadami. Při hodnocení RTG snímků je důležité také počítat s fyziologickými odchylkami během vývoje. Častěji než u dospělých se zhotovují tzv. komparativní snímky (např. v traumatologii při odlišení apofýzy a fraktury). Z hlediska radiační ochrany v případě dětí platí dvojnásobně, že je nutné indikaci k vyšetření vždy důsledně zvažovat. Týká se to nejen klasických RTG vyšetření, ale také CT. Každá metoda spojená s ionizačním zářením musí mít zdravotní profit pro pacienta jednoznačně převažující nad riziky spojenými s příslušnou modalitou. Pokud je to možné, volíme diagnostické metody, které nejsou spojeny s radiační zátěží – USG, MR. Pokud je nezbytné využít RTG modalitu, je nutné maximálně snížit dávku (↓ kV a mAs), ale ne za cenu snížené diagnostické výpovědi. RTG snímky musí být přesné, aby se nemusely opakovat. Samozřejmostí je vyclonění primárního svazku a ochrana gonád. Na CT se rovněž snažíme o co nejmenší radiační zátěž (↓ kV a mAs,↑ kolimace, ↑ pitch, ↓ perioda rotace), ovšem za předpokladu, že budeme mít dostatečnou kvalitu obrazu. K fixaci dětí používáme různé fixační pomůcky, výjimečně může dítě držet zdravotní sestra nebo matka. Pokud musí dítě držet doprovázející osoba, musí to být zaznamenáno do sešitu s datem vyšetření, jménem dítěte i doprovázející osoby a typem vyšetření. Radiologický asistent nesmí dítě držet. Pokud možno vyhýbáme se invazivním výkonům, které je často nutné provádět v analgosedaci nebo dokonce celkové anestezii. Specifikou je často nutnost analgosedace či celkové anestezie také u vyšetření, jako je CT či MR. Kontrastní látky u dětí do 15 let používáme pouze neionické, které mají nižší výskyt nežádoucích účinků. Při podávání kontrastní látky a invazivních výkonech je nutné mít podepsaný souhlas rodičů či zákonného zástupce. 73

2

2

Radiologie pro studium i praxi Speciální kapitolou je zvláště snímkování novorozenců. • jsou citlivější k účinkům ionizujícího záření ( narození v termínu i nezralí), • zvláštní požadavky na techniku, • krátké expoziční časy, • pohybová neostrost. Snímkování upravují Národní radiologické standardy (NRS), které vycházejí z požadavků Evropské komise „European Guidelines on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images in Pediatrics“: • RTG přístroje s vysokofrekvenčním generátorem, • napětí rentgenky 60–65 kV (45–50 kV), • rentgenka s velikostí ohniska – 0,6 mm (≤ 1,3 mm), • přídatná filtrace – 1 mm Al+ 0,1 nebo 0,2 mm Cu nebo ekvivalentní, • sekundární mřížka – ne, • ohnisková vzdálenost 80–100 cm, u starších 150 cm, • expoziční čas < 4 ms, dle NRS součin proudu a času by měl být ≤ 5 mAs, přístroje pracují s nízkými proudy.

2.10 Příprava pacienta před vyšetřením v radiodiagnostice 2.10.1 RTG skiaskopie Před vyšetřením žaludku a duodena platí zásada 3N = Nejíst, Nepít, Nekouřit, nejméně 4–6 hodin před danou modalitou. Před vyšetřením tračníku je nutné tračník vyprázdnit. Doporučený postup: Den před vyšetřením nejíst zbytkovou stravu – ovoce, zeleninu, brambory, lehký oběd s plátkem masa a bílým pečivem. Mezi 16. a 20. hodinou vypít frakcionovaně 4 l Macrogolu, který se uchovává v lednici. Od 20. hodiny až do druhého dne, resp. doby vyšetření pacient lační. Příprava před vyšetřením gastrointestinálního traktu viz kapitola „Zobrazovací diagnostika gastrointestinálního traktu“. U RTG vyšetření spojeného s podáváním kontrastní látky intravaskulárně (IVU, DSA...) je nutné se řídit pravidly pro intravaskulární podání kontrastní látky včetně kontraindikací (viz kapitola 2.11 Kontrastní látky). Kontraindikací všech metod spojených s RTG zářením je gravidita. Mladé ženy by se ideálně měly snímkovat v období první fáze menstruačního cyklu (1. až 12. den). RTG vyšetření u gravidních se provádí jen z vitální indikace a pokud nelze využít jinou zobrazovací metodu, která není spojena s radiační zátěží.

2.10.2 Příprava na USG vyšetření V akutních případech se pacienti vyšetřují bez přípravy. K vyšetření v oblasti břicha a malé pánve včetně vyšetření cév (břišní aorta, renální tepny, dolní dutá žíla a její větve, pánevní tepny a žíly, portální systém, jaterní žíly) je nutné být nalačno – zásada 3N = Nejíst, Nepít, Nekouřit nejméně 4–6 hodin před vyšetřením. To je nezbytné pro omezení limitací ultrazvukového vyšetření daných především přítomností plynného obsahu ve střevech a v žaludku. Lze využít 74

Část obecná i farmakologickou přípravu ke snížení střevní plynatosti (přípravek SAB, 15 ml vypít večer před vyšetřením, 15 ml ráno v den vyšetření). Pacienti normálně mohou požít obvyklou denní medikaci a zapít ji douškem vody. Diabetici se řídí doporučením, které obdrží od svého ošetřujícího lékaře nebo zdravotní sestry. Platí zásada, hlavní jídlo společně s medikací (inzulínem) pacient vynechá, k vyšetření si přinese svačinu a lék (inzulín) a po vyšetření vezme lék a nají se. K ultrazvukovému vyšetření uropoetického traktu (ledviny, močový měchýř) a gynekologických orgánů přichází pacient s naplněným močovým měchýřem, je vhodné cca 1 hodinu před vyšetřením vypít 0,5–1 litr tekutiny. K vyšetření ostatních částí těla není nutná žádná příprava. USG vyšetření nemá kontraindikace, ale má určité limitace – obezita a meteorismus pacientů, pooperačními stavy s adherujícími střevními kličkami.

2.10.3 Příprava na CT vyšetření Nativní CT vyšetření nevyžaduje přípravu, při intravaskulární aplikaci KL musíme dodržovat níže uvedené předpisy. Příprava před aplikací jodové kontrastní látky: • zajistíme dostatečnou hydrataci per os nebo i.v., • 4 hodiny před výkonem vyšetřovaný omezí perorální příjem pouze na čiré tekutiny v malém množství (např. 100 ml/hod.), nepřijímá již žádnou pevnou stravu, • pro prevenci kontrastní nefropatie je žádoucí znát aktuální hodnotu hladiny kreatininu v séru, především při podezření na onemocnění ledvin, • je nutné odebrat alergickou anamnézu (včetně podání JKL v minulosti), • je nutné zajistit periferní cévní přístup (pro aplikaci JKL a pro případnou léčbu komplikací). U pacientů s pozitivní alergickou anamnézou je nutná tzv. protialergická příprava představující užívání kortikoidních preparátů (Prednison). Tuto přípravu vždy provádí odesílající ošetřující lékař pacienta. Příprava na CT enterografii/enteroklýzu Den před vyšetřením si dá pacient jen lehkou snídani a oběd s vyloučením masa, mléčných výrobků a potravin obsahujících vlákninu. V den vyšetření od půlnoci nejíst, nepít, nekouřit. Příprava na CT kolonografii Vyprázdnění tračníku; lze využít stejné schéma jako před klasickou irrigografií. CT je metoda využívající RTG záření, kontraindikací je gravidita.

75

2

2

Radiologie pro studium i praxi

2.10.4 Příprava na MR vyšetření Příprava není prakticky nutná. Pacient ani před intravenózní aplikací kontrastní látky nemusí být lačný. U pacientů s klaustrofobií se doporučuje dostavit se na vyšetření s doprovodem, účinná bývá rovněž aplikace sedativa. Před vyšetřením MR je nutné pečlivě odebrat anamnézu a zjistit případnou přítomnost kovových materiálů v těle. Absolutní kontraindikací jsou feromagnetické kovy (železo, nikl, kobalt). Mezi absolutní kontraindikace patří implantované elektrické a elektromagnetické přístroje (kardiostimulátor, kochleární implantát ap.). Výjimkou je magnet kompatibilní kardiostimulátor, vyšetření s ním má speciální režim. Pacient musí mít potvrzení s razítkem a podpisem ošetřujícího lékaře, že jeho kardiostimulátor (včetně elektrod) je MR kompatibilní, což však ještě neznamená, že pacienta vyšetříme „standardním způsobem“. Je nutná přítomnost kardiologa, který upraví činnost kardiostimulátoru. Rovněž nemá být přímo zobrazována oblast, kde je umístěn kardiostimulátor, tedy hrudník. V případě kovových implantátů pak konkrétně závisí na složení a na magnetických vlastnostech slitiny. Velká obezřetnost by měla být věnována cévním svorkám, srdečním chlopním, stentům, intravaskulárním spirálám. V zásadě hrozí nebezpečí pohybu a ohřevu cizího kovového tělesa. Tyto implantáty také způsobují rozsáhlé artefakty, které znemožňují zobrazení anatomických struktur v jejich okolí. Klaustrofobie je relativní kontraindikací. MR je pacienty hůře tolerována také vzhledem k hluku při vyšetření a vzhledem k delšímu trvání vyšetření. MR obvykle trvá 20–30 minut. Tato zobrazovací metoda je nevhodná pro neklidné nemocné a pacienty v kritickém zdravotním stavu.

2.11 Kontrastní látky 2.11.1 Kontrastní látky v RTG diagnostice Struktura a vlastnosti kontrastních látek Kontrastní látky (KL) slouží k lepšímu zobrazení anatomických struktur a orgánů, případně jejich funkce. Nejčastěji jsou aplikovány do cévního řečiště, mohou být podávány i do preformovaných dutin lidského těla. RTG kontrastní látky modifikují absorpci RTG záření v cílovém orgánu, fungují na principu změny absorpce záření v cílovém orgánu. Pozitivní KL absorpci RTG záření zvyšují, jsou na bázi prvků, které mají vyšší protonové číslo než tkáň nebo orgán, do kterých jsou aplikovány. Negativní KL absorpci naopak snižují. Pozitivní KL: 1. Baryové – základem je nerozpustná sloučenina barya – síran barnatý BaSO4, používají se prakticky jen na vyšetření gastrointestinálního traktu dospělých. 2. Jodové – soli organických sloučenin obsahujících jód a) vodné, aplikovány zejména intravaskulárně, jsou nejčastěji používané, dělí se na ionické – vysokoosmolální (asi 7krát vyšší osmolalita KL oproti krvi) a neionické – nízkoosmolální (asi 2krát vyšší osmolalita KL oproti krvi), 76

Část obecná b) viskózní – olejové, dnes používány zcela vzácně, k zobrazení lymfatických cév (lymfografie), k zobrazení vývodů příušních žláz (sialografie), někdy mohou být aplikovány do píštělí. Negativní KL: vzduch, CO2, metylcelulóza. V praxi se využívají pro dvojkontrastní vyšetření trávicí trubice. Zcela výjimečně u vybraných pacientů alergických na jód se insufluje CO2 do tepen dolních končetin při angiografii. Dvojkontrastní vyšetření je kombinací aplikace pozitivní a negativní kontrastní látky. 1. Baryové KL Síran barnatý (BaSO4) je jediná sloučenina barya, která není toxická a nerozpouští se ve vodě. Podává se ve formě suspenze, nikoliv roztoku. Základními vlastnostmi baryových KL je denzita, přilnavost ke sliznici, viskozita a stabilita. Pro vyšetření horní části trávicí trubice se používají KL s vysokou denzitou, označené jako H.D. (high density). Při vyšetření tračníku používáme látky střední denzity, bývají označeny jako colon. Stabilitu suspenze ovlivňuje způsob přípravy baryové KL před vyšetřením, způsob míchání, teplota použité vody. Baryovou KL používáme k vyšetření GIT u dospělých a můžeme ji podávat ústy (per os) nebo konečníkem (per rektum). KL lze aplikovat rovněž do stomie. Kontraindikací podání baryové KL je podezření na perforaci trávicí trávicí trubice. Zatékání KL do mediastina či do peritoneální dutiny může indukovat smrtelnou mediastinitidu nebo peritonitidu. Nikdy nepoužívat baryovou suspenzi pro per os přípravu na CT vyšetření, suspenze vytváří na CT artefakty podobné artefaktům z kovu a znehodnocuje vyšetření. 2. Vodné jodové KL (hydrosolubilní, rozpustné ve vodě) Základem jsou soli organických sloučenin obsahujících jód. Vodné KL jsou určeny především pro parenterální aplikaci, ale lze je podat i enterálně. Tvoří nejvýznamnější skupinu KL, intravaskulární podání vodné pozitivní KL obsahující jód je v současnosti u RTG technik nejrozšířenější (kontrastní CT, angiografie). Intravaskulární podání jodové kontrastní látky (JKL) může u pacientů vyvolat nežádoucí účinky.

2.11.1.1 Nežádoucí účinky kontrastních látek Nežádoucí účinky JKL dělíme na alergoidní a chemotoxické. Nízkoosmolální kontrastní látky mají méně nežádoucích účinků, proto je jejich použití doporučováno obecně, u rizikových stavů, u dětí do 15 let a dospělých nad 70 let je zásadou podávat neionické JKL. Alergoidní (tj. alergické reakci podobná) reakce vzniká nezávisle na množství podané látky. Dochází při ní k uvolnění histaminu a serotoninu. Reakce se dělí na akutní a pozdní, které mohou vzniknout více jak jednu hodinu po podání JKL, naštěstí nebývají závažné. Reakce se dle závažnosti dělí na lehké, střední a těžké. 1. Reakce lehké se projevují urtikou, zarudnutím pokožky, nevolností, škrábáním v krku. 77

2

2

Radiologie pro studium i praxi 2. Reakce střední zahrnují tachykardii s poklesem tlaku, bronchospazmus, laryngospazmus – pacientovi se hůř dýchá, má pocit, že se dusí. 3. Při těžké generalizované alergoidní reakci na JKL může dojít ke kardiovaskulárnímu selhání a anafylaktickému šoku. Terapie alergické reakce závisí na konkrétních projevech. Obecně je nutné: • zastavit přísun alergenu, • zajistit i.v. přístup, pokud není (týká se především pozdní reakce, protože během celého výkonu musí být zavedena kanyla do žíly), • podat kortikoidy, beta-2-mimetika, antiemetika, • podat kyslík, • přivolat resuscitační tým, • monitorovat vitální funkce, • adrenalin, • kardiopulmonální resuscitace (KPR). Celková incidence nežádoucích alergických reakcí na vysokoosmolální JKL je cca 6–8 %, u nízkoosmolálních JKL pouze 0,2–0,7 %. Na základě našich zkušeností myslíme, že při výskytu těžkých reakcí nehraje osmolarita kontrastních látek tak významnou roli. Chemotoxická reakce představuje přímé ovlivnění určitého orgánu, patří sem zejména kontrastní nefropatie, neurotoxicita, kardiotoxicita. Reakce je přímo úměrná množství podané JKL. Hlavní zásadou snížení chemotoxicity je použití co nejmenšího možného množství JKL a dostatečná hydratace každého nemocného před vyšetřením i po něm. Paravazální aplikace KL způsobí zarudnutí, svědění, otok, pacient je ohrožen zánětem až nekrózou. Je nutné zvednout postiženou končetinu, což umožní snadnější odtok z tkání, je-li končetina již zarudlá, doporučuje se ledový obklad. Průnik většího množství kontrastní látky do předloktí může způsobit compartement syndrom s ischemií prstů, a pak je nutný rychlý chirurgický zákrok (fasciotomie).

2.11.1.2 Zásady intravaskulárního podání jodových kontrastních látek (JKL) Zásady intravaskulárního podání JKL jsou uvedeny v Metodickém listu Radiologické společnosti (k dispozici na stránkách České radiologické společnosti ČLS JEP, www. crs.cz). Tento list aktualizuje Informace uvedené ve Stanovisku k používání různých intravenózních kontrastních látek (obor 809 – radiodiagnostika), vydaném ve Zpravodaji VZP ČR 5/1993, str. 12. Kontrastní látka je podávána pouze na pracovišti, které je zabezpečeno léčebnými prostředky pro léčbu nežádoucích reakcí a pro kardiopulmonální resuscitaci. Lékař, který JKL aplikuje, musí být vyškolen v léčbě nežádoucích reakcí a kardiopulmonální resuscitaci. Účinná premedikace rizikového pacienta kortikoidy vyžaduje jejich podání minimálně 6–12 hodin před aplikací JKL. Za premedikaci rizikového pacienta odpovídá indikující lékař. Existuje-li klinická suspekce na poruchu renálních funkcí, uvede indikující lékař na žádanku aktuální hodnotu sérového kreatininu.

78

Část obecná Před aplikací JKL: • zajistíme dostatečnou hydrataci per os nebo i.v., • 4 hodiny před výkonem vyšetřovaný omezí perorální příjem pouze na čiré tekutiny v malém množství (např. 100 ml/hod.), nepřijímá již žádnou pevnou stravu, • pro prevenci kontrastní nefropatie je žádoucí znát aktuální hodnotu hladiny kreatininu v séru, především při podezření na onemocnění ledvin, • je nutné odebrat alergickou anamnézu (včetně podání JKL v minulosti), • je nutné zajistit periferní cévní přístup (pro aplikaci JKL a pro případnou léčbu komplikací). Po aplikaci JKL: • po dobu alespoň 30 minut sledujeme vyšetřovaného, případně jej předáme do péče zdravotnickému personálu, • zajistíme dostatečnou hydrataci, ambulantní pacienty informujeme o nutnosti dostatečné hydratace v tomto období. Tab. 2.2  Relativní kontraindikace podání JKL • závažná alergická reakce na předchozí podání jodové kontrastní látky • těžké funkční poruchy ledvin a jater (kreatinin nad 300 mmol/l • tyreotoxikóza • mnohočetný myelom • léčba a vyšetření radioaktivními izotopy jódu (jodová kontrastní látky nesmí být podána 2 měsíce před léčbou a izotopovým vyšetřením štítné žlázy)

Premedikace rizikového pacienta (polyvalentní alergie, astma bronchiale, alergie na JKL): Prednison tbl: 40 mg (12–18 hodin před aplikací JKL) a 20 mg (6–9 hodin před aplikací JKL). V akutním případě, kdy není možné pacienta předem řádně připravit, podáváme kortikoidy a antihistaminikum i.v. U závažných případů alergie se doporučuje premedikovat ve spolupráci s anesteziologem, který je dostupný při vyšetření s aplikací JKL. Rizikové stavy KN: diabetes mellitus (diabetická nefropatie s hladinou sérového kreatininu > 100 μmol/l), perorální antidiabetika biguanidy (nebezpečí laktátové acidózy při zhoršení ledvinných funkcí), dehydratace, kardiální dekompenzace, podávání nefrotoxických léků (např. gentamycin, cisplatina, nesteroidní antiflogistika, imunosupresiva), kumulace kontrastních vyšetření. Prevence KN: dostatečná hydratace!, perorálně zvýšit příjem tekutin 24 hodin před i po vyšetření (obzvláště důležité u starších osob a v teplých letních měsících), nízkoosmolální JKL. Hemodialýza provedená i krátce po podání JKL nemůže efektivně zabránit případnému rozvoji KN! Důraz je proto kladen na prevenci KN, především dostatečnou hydrataci!

79

2

2

Radiologie pro studium i praxi Dávkování U nemocných s normální funkcí ledvin (hladina sérového kreatininu < 100 μmol/l) a při dostatečné hydrataci je horní orientační hranice dávky do 300 ml JKL s koncentrací 300 mg jódu/ml. U zhoršené funkce ledvin (kreatinin 130–300 μmol/l) klesá maximální doporučené množství podané JKL pod 150 ml. U nemocných s poškozenými renálními funkcemi lze vypočítat maximální dávku JKL při optimální hydrataci dle vzorce: objem JKL (300 mg jódu/ml) v ml = [5 × hmotnost (max. 60 kg)] / [hladina kreatininu µmol/l/88].

2.11.2 Kontrastní látky v USG diagnostice Základem jsou plynové mikrobubliny o průměru 2–4 µm stabilizované fosfolipidy. Bez problémů projdou i těmi nejjemnějšími kapilárami a zvyšují echogenitu proudící krve. Distribuce této kontrastní látky je výhradně intravaskulární (nepřechází do okolních tkání), zobrazuje tedy v tkáních mikrovaskularizaci. Kontrastní látka se aplikuje intravenózně, její účinek je jen krátkodobý (po dobu několika minut), postupně se eliminuje z těla plícemi. Při srážce UZ vlny s mikrobublinou dojde střídavě k její kompresi a následné expanzi. Stlačení je díky plynu limitováno, expanze je mnohem větší než komprese (poloměr bubliny se zvětší až o několik set %). Důsledkem je asymetrická nelineární oscilace bublin, která produkuje vyšší harmonické frekvence (mikrobubliny rezonují s dopadajícím ultrazvukovým vlněním, a tím zvyšují intenzitu odrazů). Tyto vyšší harmonické frekvence jsou detekovány speciálnímimi technikami, které jsou senzitivní na velmi malé odrazy od mikrobublin. Podmínkou kontrastního vyšetření je přístroj umožňující tyto techniky (USG vyšetření ve speciálním harmonickém módu). V praxi se kontrastní látky využívají k hodnocení ložiskových lézí parenchymatózních orgánů, především jater, kdy na základě charakteru a kinetiky sycení přispívají k diferenciální diagnostice ložisek. Dále v kardiologii k lepšímu kontrastu srdečních dutin, v poslední době i k zobrazení perfuze srdečního svalu. V urologii se metoda využívá k zobrazení vezikoureterálního refluxu).

2.11.3 Kontrastní látky pro magnetickou rezonanci Kontrastní látky struktura a vlastnosti kontrastních látek Změna intenzity signálu v nemocných tkáních tvoří základ pro MR v diagnostické radiologii. Vzhledem k široké biologické variaci se relaxační časy normální a abnormální tkáně překrývají. Tato skutečnost do značné míry omezuje schopnost MR detekovat patologickou tkáň. Kromě použití velmi speciálních sekvencí se dále s výhodou uplatňuje i aplikace kontrastní látky, která mění relaxační časy tkání, a tím i jejich signální intenzitu. Hlavně se jedná o kontrastní látky s paramagnetickými a superparamagnetickými vlastnostmi, které zkracují T1 a T2 relaxační časy (kromě vyšetření perfuze se KL aplikuje v T1W obrazu).

80