Radiologia - ebook

AUTORZY

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

Zakład Diagnostyki Obrazowej, Instytut Matki i Dziecka w Warszawie

Prof. dr hab. n. med. Joanna Bladowska

Katedra Radiologii, Uniwersytet Medyczny im. Piastów Śląskich we Wrocławiu

Dr n. med. Katarzyna Błasińska

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

Dr n. med. Anna Chodorowska

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

Prof. dr hab. n. med. Andrzej Cieszanowski

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

Dr hab. n. med. Katarzyna Dobruch-Sobczak

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

Lek. Michał Frączek

Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Dr n. med. Mariusz Furmanek

Zakład Radiologii Pediatrycznej, Warszawski Uniwersytet Medyczny

Prof. dr hab. n. med. Marek Gołębiowski

I Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Katarzyna Gruszczyńska

Katedra Radiologii i Medycyny Nuklearnej, Śląski Uniwersytet Medyczny w Katowicach

Dr n. med. Luiza Grzycka-Kowalczyk

I Zakład Radiologii Lekarskiej, SPSK4 w Lublinie

Prof. dr hab. n. med. Elżbieta Jurkiewicz

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

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

Katedra Radiologii Ogólnej i Neuroradiologii, Uniwersytet Medyczny w Poznaniu

Lek. Krzysztof Korzeniowski

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Mgr inż. Ryszard Kowski

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

Lek. Oliwia Kozak

Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Prof. dr hab. n. med. Witold Krupski

II Zakład Radiologii Lekarskiej, SPSK1 w Lublinie

Lek. Agnieszka Kwiatkowska-Miernik

Zakład Diagnostyki Radiologicznej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Krzysztof Lamparski

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

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

Zakład Elektroradiologii, Wydział Nauk o Zdrowiu

Collegium Medicum Uniwersytetu Jagiellońskiego

Dr hab. n. med. Grzegorz Małek

Vidimed Grzegorz Małek, Prywatna Praktyka Lekarska

Dr n. med. Jarosław Mądzik

Zakład Diagnostyki Obrazowej, Instytut Matki i Dziecka w Warszawie

Dr hab. n. med. Ilona Michałowska

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

Dr n. med. Bartosz Mruk

Zakład Diagnostyki Radiologicznej i Obrazowej Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Dr n. med. Piotr Palczewski

I Zakład Radiologii Klinicznej,

Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Jakub Pałucki

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

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Dr hab. n. med. Joanna Pieńkowska

II Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr hab. n. med. Joanna Pilch-Kowalczyk

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

Lek. Krzysztof Piłat

I Zakład Radiologii Klinicznej,

Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Joanna Podgórska

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

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

Prof. dr hab. n. med. Tadeusz Popiela

Katedra Radiologii, Collegium Medicum Uniwersytetu Jagiellońskiego

Prof. dr hab. n. med. Bogdan Pruszyński

Emerytowany profesor

Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Grzegorz Rosiak

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Olgierd Rowiński

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Dr n. med. Wojciech Rudnicki

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

Prof. dr hab. n. med. Marek Sąsiadek

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

Prof. dr hab. n. med. Zbigniew Serafin

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

Lek. Katarzyna Skrobisz

Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr n. med. Katarzyna Sułkowska

I Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

Kliniczne Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego

Prof. dr hab. n. med. Edyta Szurowska

II Zakład Radiologii, Gdański Uniwersytet Medyczny

Dr hab. n. med. Agnieszka Trojanowska

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

Lek. Małgorzata Urbańczyk-Zawadzka

Zakład Radiologii, Krakowski Szpital Specjalistyczny im. Jana Pawła II

Prof. dr hab. n. med. Jerzy Walecki

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

Lek. Piotr Gustaw Wasilewski

Zakład Radiologii Diagnostycznej, Centralny Szpital Kliniczny MSWiA w Warszawie

Lek. Emilia Wnuk

II Zakład Radiologii Klinicznej, Uniwersyteckie Centrum

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

Państwowy Instytut Badawczy w Warszawie

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

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

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

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

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

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

Książkę dedykujemy naszym Współmałżonkom: Elżbiecie i Dariuszowi.

Andrzej Cieszanowski

Monika Bekiesińska-FigatowskaRozdział 1
Techniki rentgenowskie i techniki medycyny nuklearnej
Tomasz Wolak

1.1.
Techniki rentgenowskie

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

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

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

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

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

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

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

1.1.1.
PODSTAWY FIZYCZNE – WYTWARZANIE PROMIENIOWANIA X

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

Rycina 1.1.

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

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

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

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

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

Rycina 1.2.

Widmo energetyczne promieniowania rentgenowskiego.

Rycina 1.3.

Efekt fotoelektryczny.

Rycina 1.4.

Efekt Comptona.

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

1.1.2.
BUDOWA LAMPY RENTGENOWSKIEJ (RYC. 1.5)

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

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

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

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

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

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

• pojemność cieplna anody;

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

Rycina 1.5.

Budowa lamy rentgenowskiej.

Rycina 1.6.

Wpływ wielkości ogniska lampy rentgenowskiej na powstawanie półcieni.

1.1.3.
GEOMETRIA OBRAZOWANIA

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

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

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

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

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

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

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

Rycina 1.7.

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

Rycina 1.8.

Geometria obrazowania w tomografii komputerowej.

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

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

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

• błony rentgenowskie;

• płytki obrazujące;

• lampy wzmacniające;

• detektory cyfrowe.

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

1.1.4.
BUDOWA APARATU RTG

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

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

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

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

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

Rycina 1.9a–b.

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

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

Rycina 1.10.

Zasada działania aparatu rentgenowskiego.

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

TABELA 1.1.

Porównanie radiologii analogowej i cyfrowej

Radiografia analogowa

Radiografia cyfrowa

• Wyższa rozdzielczość przestrzenna obrazu

• Znacznie niższa cena aparatu

• Tworzony jest pojedynczy egzemplarz obrazu

• Dostęp do wyników badania ograniczony, a dystrybucja – trudna

• Nietrwały nośnik obrazu – możliwość utraty badania

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

• Dość długi czas oczekiwania na wynik badania

• Nieprzyjazna dla środowiska technologia („brudna chemia”)

• Niewielkie możliwości komputerowego wspomagania badań

• Krótki czas badania

• Niższe dawki pochłonięte przez pacjenta podczas badania

• Scentralizowane gromadzenie i udostępnianie danych

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

• Elastyczny sposób wizualizacji badań

• Bogate możliwości przetwarzania obrazów oraz komputerowego wspomagania diagnostyki

• Możliwość korzystania z osiągnięć teleradiologii

• Obniżenie kosztów eksploatacyjnych (ale sprzęt wielokrotnie droższy)

• Skuteczniejsza kontrola jakości

• Obiektywizacja interpretacji, standaryzacja procedur

1.1.5.
BUDOWA TOMOGRAFU KOMPUTEROWEGO

■ Główne komponenty tomografu komputerowego to:

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

• ruchomy stół;

• rekonstruktor obrazu;

• komputer sterujący (konsola);

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

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

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

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

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

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

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

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

Rycina 1.11.

Budowa i zasada działania tomografu komputerowego.

Rycina 1.12.

Zasada działania tomografów trzeciej i czwartej generacji.

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

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

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

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

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

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

Rycina 1.13.

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

Rycina 1.14.

Konstrukcje tomografów dwuenergetycznych.

1.1.6.
BEZPIECZEŃSTWO STOSOWANIA

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

■ Nad bezpieczeństwem badań i personelu czuwa inspektor ochrony radiologicznej.

1.1.7.
WŁASNOŚCI OBRAZU

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

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

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

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

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

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

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

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

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

a

b

Rycina 1.15a–b.

Wizualizacja rekonstrukcji tkankowej na podstawie obrazów z tomografii komputerowej.

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

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

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

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

Najważniejsze informacje

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

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

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

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

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

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

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

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

1.2.
Techniki medycyny nuklearnej

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

■ PET znajduje zastosowanie głównie w onkologii i neuroobrazowaniu.

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

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

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

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

■ Wady PET to m.in.:

• ekspozycja osoby badanej na promieniowanie jonizujące;

• bardzo wysokie koszty;

• rozdzielczość przestrzenna na poziomie kilku milimetrów;

• rozdzielczość czasowa dochodząca do nawet kilku minut.

PODSTAWY FIZYCZNE

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

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

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

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

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

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

TABELA 1.2.

Izotopy wybranych pierwiastków, w których zachodzi rozpad beta plus

Izotop

Czas połowicznego rozpadu

Maksymalna energia pozytonu

Maksymalny zasięg pozytonu w tkance

Metoda wytwarzania izotopu

¹¹C

20,3

0,96

4,1

Cyklotron

¹³N

9,97

1,19

5,3

Cyklotron

¹⁵O

2,03

1,70

8,2

Cyklotron

¹⁸F

109,8

0,64

2,3

Cyklotron

⁶⁸Ga

67,8

1,89

9,1

Generator

⁸²Rb

1,26

3,15

15,6

Generator

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

Rycina 1.16.

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

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

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

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

BUDOWA URZĄDZENIA

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

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

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

Rycina 1.17.

Zasada działania i budowa tomografu PET.

a

b

Rycina 1.18a–b.

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

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

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

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

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

BEZPIECZEŃSTWO STOSOWANIA

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

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

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

ZASTOSOWANIA

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

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

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

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

■ Kontrola efektów terapeutycznych w trakcie leczenia.

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

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

■ Badania metabolizmu wielu leków.

Najważniejsze informacje

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

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

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

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

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

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