PLANUL DE EXAMINARE A UNEI imagini RADIOLOGICE                                Prefaţă

Examinarea unei imagini radiologice trebuie să parcurgă urmatoarele etape:

1. Anamneza si examenul obiectiv efectuate de către medicul radiolog.
2. Aprecierea tehnicii de examinare:
   1. Identificarea regiunii examinate
   2. Poziţionarea filmului pe negatoscop, pentru citire
   3. Recunoaşterea poziţiei şi a proiecţiei
   4. Aprecierea corectitudinii pregătirii bolnavului, poziţia pe masa de examinare, proprietaţile fotografice ale filmului
3. Examinarea  imaginii cuprinde:
   1. Inspecţia regiunii în ansamblu
   2. Examinarea amanunţită a fiecărui element normal sau patologic de pe radiografie după urmatoarele criterii:

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

·        Sediul

·        Număr

·        Forma

·        Dimensiuni

·        Contur

·        Structura

·        Intensitate

·        Raportul cu elementele anatomice de vecinătate

·        Aspecte particulare ale leziunii

4. Diagnosticul radiologic. Diagnostic diferenţial şi diagnostic pozitiv.

Întocmirea buletinului radiologic

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

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

Avantajele unui buletin radiologic corect şi complet sunt:

-         oferă un termen de comparaţie cu rezultate anterioare sau viitoare

-         asigură o bază de date în cazul pierderii filmelor

-         este o modalitate de a influenţa actul terapeutic

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

Buletinul radiologic trebuie să cuprindă:

-         antetul cu informaţiile preliminare

o       denumirea şi adresa unităţii care efectuează examinarea

o       data la care s-a facut examinarea

o       date personale ale pacientului (nume, vârsta, sex)

o       număr de înregistrare

o       informaţii tehnice: regiunea examinată, incidentele realizate

-         scurtă anamneză şi date clinice

-         modificari radiologice constate şi descrierea lor

-         concluzii

-         eventuale recomandari

-         semnatura şi parafa radiologului

Surse de eroare în interpretarea radiografiei şi formularea rezultatului.

Pot fi grupate in patru categorii:

1. Tehnica inadecvată în realizarea şi prelucrarea radiografiei
2. Tehnica inadecvată în examinarea radiografiei
3. Erori de interpretare a semnelor radiologice
4. Erori în formularea diagnosticului

    SUBSTANŢE DE CONTRAST (SDC)                                                              Prefaţă

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

SDC utilizate sunt cu:

1. Substanţe cu contrast negativ

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

2. Substanţe cu contrast pozitiv

1. Substanţe baritate:

-         sulfatul de bariu este o sare insolubilă

-         nu este degradată în mediile cu pH diferit ale tubului digestiv

-         nu se resoarbe

-         este substanţa de contrast de elecţie în examinarea organelor cavitare abdominale.

2. Substanţe iodate

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

     Substante de contrast cu eliminare urinara

Sunt ionice sau nonionice.

1. SDC ionice
   1. Monomeri ionici

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

2. Dimeri ionici

-         conţin două nuclee benzenice, deci 6 atomi de iod

-         cationul, ca şi în cazul monomerilor este sodiul sau meglumina

-         produsul cel mai cunoscut este Hexabrix.

2. SDC nonionice
   1. Monomeri nonionici

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

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

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

2. Dimeri nonionici

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

Reacţii sistemice acute neprevăzute

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

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

Simptomatologia aparută după injectarea SDC este asemănătoare cu cea întâlnită în reacţiile alergice de tip I. S-a constatat că această simptomatologie nu este dată de o adevărată reacţie antigen-anticorp şi este denumită pseudoalergică sau alergoida atunci când există simptome minore şi pseudoanafilactică sau anafilactoida atunci când există reacţii importante.

Reacţiile sunt:

-         minore, care nu necesită tratament

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

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

1. Reacţii minore

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

2. Reacţii moderate

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

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

Tratamentul se face prin:

-         administrare de oxigen

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

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

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

3. Reacţii severe (grave)

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

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

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

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

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

RADIOSCOPIA                                                                                                    Prefaţă

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

Părţile componente ale unui sistem radioscopic modern sunt:

În radioscopie imaginea poate fi vizualizată prin următoarele procedee:

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

Avantajele utilizării electronilor în formarea imaginii sunt

Intensificatorul de imagine are rolul de a transforma energia produsă la impactul radiaţiilor X- cu ecranul care conţine o substanţă luminiscentă (ZnS argintată)- în energie a fasciculului de electroni emişi. Această transformare se face prin contactul ecranului cu un catod. Electronii emişi prin efect fotoelectric sunt acceleraţi de o diferenţă de potenţial spre anod. Aplicarea unui potenţial electric negativ incintei metalice în care se deplasează electronii determină focalizarea fasciculului. Electronii reconstituie imaginea, care este identică cu cea produsă de radiaţiile X, dar are avantajul unei luminozităţi semnificativ mai mari. Imaginea finală este vizualizată pe monitor.

Caracteristicile amplificatorului de imagine şi ale lanţului de televiziune sunt:

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

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

-         zgomotul este rezultatul naturii stocastice a proceselor care apar în radioscopie. Cele mai importante surse de zgomot sunt absorbţia aleatoare a cuantelor de radiaţii X în ecran şi zgomotul electronic produs în circuitul de amplificare al sistemului TV

-         puterea separatoare, definită prin inversul limitei de separaţie. Limita de separaţie reprezintă distanţa minimă dintre două puncte care apar distinct în imagini finale. Cu cât limita de separaţie este mai mica puterea separatoare este mai bună.

-         contrastul.

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

RADIOGRAFIA DIGITALA                                                                                    Prefaţă

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

Receptorii digitali sunt utilizaţi atât în radioscopie cât şi în radiografie.

Comparaţie între imaginile digitale şi analoge

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

Imaginea digitală are urmatoarele avantaje:

COMPUTER-TOMOGRAFIA                                                                                Prefaţă

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

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

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

CT-urile moderne au aproximativ 1.400 de proiecţii la 360^o sau aproximativ 4 proiecţii pe grad. Fiecare profil de atenuare cuprinde datele obţinute de la aproximativ 1.500 de canale de detectori, aproximativ 30 de canale pe grad în cazul deschiderii de 50 ^o  a fasciculului de radiaţii.

Schema de ansamblu a unei unităţi CT cuprinde:

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

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

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

Detectorii solizi sunt confecţionaţi din iodură de cesiu şi tungstat de cadmiu marcaţi cu un senzor de silicon care va permite detectorilor să aibă o deschidere mică şi să fie bine împachetaţi. Avem aproximativ 600-1.200 de detectori amplasaţi pe un segment de cerc denumit „banană de detectori” – în cazul aparatelor de generaţia a 3-a.

Diferenţa dintre detectorii solizi şi cei gazoşi constă în:

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

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

Datele colectate de la fiecare secţiune sunt stocate separat.

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

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

Reconstrucţie 3D - tomografie computerizată spirală

Avantajele CT-spirală sunt:

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

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

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

Vizualizarea datelor şi comanda ansamblului

Imaginea obţinută după reconstrucţie este prezentată pe monitorul din încăperea în care se găseşte consola.

Operatorul are posibilitatea prelucrării imaginii şi ameliorării datelor unei imagini deja achiziţionată, dar are la îndemână şi o serie de elemente operaţionale pe care le selectează înaintea scanării şi de care va depinde în mare măsura calitatea imaginii:

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

Densitatea ţesuturilor/fereastra

Densitatea unei structuri este reprezentată prin nuanţe de gri şi depinde  de cantitatea de radiaţii atenuate. Structurile cu o densitate mare produc o atenuare importantă a radiaţiilor, iar pe ecran apar în nuanţe de culoare gri deschis spre alb, având un număr CT mare. Cele cu densitate mică: grăsimea, bila, urina, sunt reprezentate pe ecran de nuanţe gri închis spre negru şi au valori de atenuare mici sau negative.

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

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

Lărgimea ferestrei reprezintă diferenţa dintre densitatea cea mai mică şi cea mare de pe imagine. Lărgimea ferestrei trebuie să fie cu atât mai mare cu cât diferenţa de densitate dintre structurile studiate va fi mai mare şi mai strâmtă pentru structurile cu diferenţe mici de densitate. O fereastră strâmtă având contrastul cel mai ridicat va acoperi numai o porţiune redusă din grila de densităţi.

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

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

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

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

Diferențierea între tubular şi nodular pe imaginea CT

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

Administrarea SDC

Diferenţierea structurilor normale de cele patologice sau chiar a celor normale între ele este adesea foarte dificilă datorită valorilor de atenuare apropiate ale acestora. Pentru ca o structură să fie percepută separat este necesar ca între ea şi structurile adiacente să existe o diferenţă de densitate de 4-6 UH.

Administrarea SDC conduce la creşteri cu 40-60 UH a densităţii, accentuând diferenţele de densitate între ţesuturi şi permiţând individualizarea lor.

Structurile din jur determină în mod substanţial calitatea şi aspectul imaginii. Un hematom cerebral va apărea hiperdens datorită faptului că masa cerebrală are valori de densitate inferioare sângelui proaspăt, pe când un hematom hepatic va apărea hipodens, parenchimul hepatic având valori densitometrice superioare sângelui.

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

Indicaţiile administrării SDC sunt:

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

Metodologia examinării trebuie să ţină cont şi de comportamentul particular al unor structuri la administrarea contrastului. În investigarea etajului abdominal superior trebuie să se ţină cont că pancreasul se încarcă şi se „spală” înaintea splinei şi a ficatului şi ca atare scanarea va începe cu el.

Artefactele

Prezenţa artefactelor îngreunează interpretarea imaginilor, iar cunoaşterea lor prezintă importanţă deosebită atât pentru evitarea sau diminuarea lor cât şi pentru evitarea falselor interpretări.

Există în principal două tipuri de artefacte:

1. Artefacte inerente (rezultate în principal din prelucrarea datelor)
   1. Alinierea greşită a detectorilor cu raze X
   2. Inomogenităţi în emisia fasciculului
   3. Erori de măsurare
   4. Artefacte de coastă
   5. Artefacte de fosă posterioară „stripe artefacte”
2. Artefacte de malfuncţie (de aparat şi utilizator):
   1. Ring artefact (eroare de detectori)
   2. Artefacte de mişcare (pot fi diminuate prin sedarea pacientului, reducerea timpului de scanare şi coordonarea respiraţiei)
   3. Efectul de volum parţial este artefactul cel mai frecvent întâlnit. Este datorat folosirii unei secţiuni prea groase faţă de dimensiunile structurii de interes.

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

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

 ECOGRAFIA                                                                                            Prefaţă

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

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

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

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

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

f=1/T

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

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

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

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

Intensitatea US este cantitatea de energie care străbate unitatea de suprafaţă în unitatea de timp. Se exprimă în W/cm². Intensitatea US scade proporţional cu distanţa parcursă, atenuarea acustică fiind cu atât mai mare cu cât frecvenţa este mai ridicată. Deci pe măsură ce creşte frecvenţa scade adâncimea de penetrare. Profunzimea de pentrare a US este limitată de scăderea intensităţii odată cu parcurgerea unei distanţe.

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

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

Producerea ultrasunetelor

Efectul piezoelectric

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

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

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

Transductorul este partea principală a ecografului cu rol de emiţător, dar şi de receptor al ultrasunetelor. El asigură conversia reciprocă şi succesivă a energiei electrice în energie mecanică. Elementul său activ este cristalul piezoelectric. Acesta are forma unui disc şi este acoperit pe ambele feţe cu două straturi metalice, bune conductoare de electricitate pe care se aplică doi electrozi, câte unul pe fiecare suprafaţă. Aplicarea unei tensiuni electrice între electrozi va provoca deformarea cristalului şi consecutiv emisia de energie mecanică spre ambele suprafeţe. Straturile metalice au atât rolul de a transfera tensiunea electrică cristalului cât şi de a prelua impulsul electric creat la suprafaţa acestuia după acţiunea ultrasunetelor reflectate în ţesuturi. Acest impuls electric creat este condus apoi spre sistemul de amplificare al aparatului. Grosimea discului piezoelectric determină frecvenţa nominală. Pe suprafaţa interioară dinspre pacient este dispusă o lentilă acustică formată din polistiren a cărui impedanţă acustică este o medie între impedanţa materialului piezoelectric şi cea a ţesuturilor. Grosimea sa trebuie să fie egală cu un sfert din lungimea de undă a frecvenţei de excitaţie electrică, iar lentila este denumită strat adaptiv de sfert de lungime de undă. Rolul său este de focalizare şi de a face ca fiecare impuls electric să îl întărească pe celălalt, mărind astfel randamentul transductorului. În faţa lentilei este plasat un strat izolator cu impedanţă asemănătoare cu cea a corpului. În spatele discului piezoelectric este introdus un strat de material ce absoarbe US emise apoi şi pentru a amortiza vibraţiile care nu au frecvenţa dorită. Tot acest ansamblu este înconjurat de un strat izolator acustic şi este introdus într-o husă de material plastic cu care operatorul vine în contact în timpul examinării. Faţa posterioară a materialului piezoelectric este căptuşită cu un material atenuator, având rolul de a reduce capacitatea de rezonanţă sonoră.

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

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

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

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

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

Transductoarele combinate sunt transductoare complexe şi înglobează toate posibilităţile transductoarelor simple prezentate. Au frecvenţe multiple între 3,5 şi 10 MHz, permiţând efectuarea cu acelaşi transductor a examinării în modul A, B, M şi Doppler.

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

Fasciculul de ultrasunete

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

Proprietăţi acustice ale ţesuturilor

Viteza de propagare (c) este distanţa parcursă de undă în unitatea de timp. Se măsoară în m/s. Această relaţie este valabilă numai pentru undele continue. În ecografie se folosesc unde pulsatile, viteza lor de propagare fiind dependentă de densitatea şi elasticitatea ţesutului. Viteza de propagare a US variază între 331 m/s în aer şi 4090-7800 m/s în os, iar în apă de 1430 m/s. Pentru organele parenchimatoase viteza de propagare variază între 1440 m/s pentru ţesutul adipos şi 1590 m/s pentru muşchi. Viteza de propagare a US depinde de elasticitatea şi densitatea ţesutului conform relaţiei:

c=√E / ρ

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

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

Elasticitatea ţesuturilor este influenţată de arhitectonica şi structura tisulară.

Cu toate că viteza de propagare a US este specifică fiecărui tip de ţesut, întrucât diferenţele nu sunt mari, în diagnosticul ecografic a fost stabilită o valoare medie  şi anume 1540 m/s. Această viteză de referinţă (utilizată de microprocesorul fiecărui aparat ecografic) este folosită pentru a calcula distanţa de unde a fost reflectat fiecare eco provenit de la nivelul interfeţelor din corpul uman. Se consideră cu US parcurg 1 cm în 13 microsecunde.

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

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

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

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

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

I_R=I_I •  ( Z₁ – Z₂)/( Z₁ + Z₂) unde:   I_R este intensitatea fasciculului de ultrasunete reflectat, I_I este intensitatea fasciculului de ultrasunete incident, Z₁ reprezintă impedanţa acustică a mediului iniţial,  Z₂ este impedanţa acustică a celui de-al doilea mediu. Dacă Z₁ este mai mare decât Z₂ are loc o reflexie totală a ultrasunetelor. Acest fenomen se produce la interfaţa ţesut – aer. Atunci când Z₁ şi Z₂ au valori apropiate, de exemplu interfaţa splină – rinichi, cea mai mare parte a fasciculului este transmis (81%) şi doar o mică parte este reflectat (19%). Direcţia fasciculului reflectat depinde de unghiul pe care îl face fasciculul incident cu interfaţa. Atunci când fasciculul incident este perpendicular pe interfaţa ecoul reflectat se va intoarce pe acelaşi drum până la transductor. Daca fasciculul incident este înclinat cu un anumit unghi faţă de interfaţă, cel reflectat va avea acelaşi unghi şi nu va mai ajunge la transductor, neluând parte la formarea imaginii. Acest tip de reflexie se numeşte reflexie speculară.

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

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

Difracţia. Atunci când fasciculul de US trece la o distanţă mai mică de una sau două lungimi de undă de un corp direcţia de propagare a undelor va fi deviată în spatele acestora. În spatele obstacolului apar zone de umbră acustică, iar în faţa lui se produce interferenţa undelor. Aceasta este rezultatul acţiunii mai multor unde asupra aceloraşi particule. Dacă undele sunt în aceeaşi fază efectul se cumulează şi este denumită interferenţă constructivă, iar dacă sunt în antifază efectul se anulează interferenţa distructivă.

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

Principiul fundamental de obţinere a imaginii ecografice

Transductorul generează în mod repetitiv impulsuri de US cu o durată de o microsecundă care străbat ţesuturile, iar la nivelul interferenţelor se reflectă şi se întorc în transductor. Transductorul funcţionează ca emiţător şi receptor al US. Timpul de recepţie este de 99 m/s. Un ciclu puls – ecou durează 100 m/s. Ecourile care se reîntorc la transductor interacţionează cu discul piezoelectric şi generează un potenţial electric. Ecoul reflectat de prima interfaţă din corpul uman este recepţionat primul. Restul de energie US transmisă, se reflectă de la interfeţele următoare din ce în ce mai târziu pe masură ce interfeţele sunt mai îndepărtate de transductor. Deci un singur impuls emis este recepţionat ca o multitudine de ecouri care se reîntorc la intervale de timp din ce în ce mai mari pe masură ce interfeţele care le-au generat sunt mai îndepărtate de transductor. Amplitudinea potenţialului electric generat de ecou este direct proporţionala cu intensitatea ecoului.

Ecograful este denumirea aparatului folosit în diagnosticul ultrasonografic.

Acesta are în componenţa sa mai multe subansamble:

Modalităţi de reprezentare grafică

Imaginea ecografică

Imaginea ecografică este rezultatul amplificării şi transformării în informaţie digitală, de către un convertor analog digital, a impulsului electric generat de către ecouri la nivelul cristalului piezoelectric al transductorului. Fiecărei intensităţi a impulsului electric îi este atribuit un număr. Imaginea digitală este stocată într-o matrice de 512x512 puncte şi apoi prelucrată de computer. Informaţia digitală este înscrisă în sistemul binar de reprezentare a informaţiei (0 sau 1). Deaorece intensităţile ecourilor au valori foarte diferite şi fiind necesară stocarea şi altor valori în afară de 0 sau 1 se foloseşte memoria multistrat, care permite înscrierea de 2ⁿ valori. Astfel într-o memorie cu 8 straturi vor putea fi înscrise 2⁸ adică 256 valori ale intensităţii ecourilor. Imaginea pe monitor este formată din unităţi pătrate denumite pixeli. Fiecare pixel corespunde unui punct din memoria digitală( imagini_echo)

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

În funcţie de direcţia de propagare, rezoluţia ecografică poate fi:

Rezoluţia de detaliu este distanţa minimă dintre două puncte ale unei structuri care apar distinct pe imagine. Cu cât distanţa între cele două puncte este mai mică, cu atât rezoluţia este mai mare.

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

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

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

Terminologie în ecografie

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

O structură lichidiană este strabătută în totalitate de ultrasunete, iar expresia sa pe ecran va fi lipsa de ecouri, respectiv culoarea neagra. Ecografic o structură lichidiană este definită prin termenul transsonic. Structurile lichidiene generează fenomene de întărire acustică posterioară datorita atenuării foarte reduse a ultrasunetelor. Aceasta apare ca o imagine albă situată posterior de structura lichidiană şi contribuie la identificarea sa.

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

Ecogenitatea parenchimelor poate fi omogenă sau inomogenă.

Umbra acustică posterioară apare atunci când US întâlnesc o structură foarte densă aşa cum sunt calculii. În spatele lor există o structură liniară de culoare albă denumită con de umbră posterior.

Artefactele

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

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

În continuare enumerăm câteva tipuri de artefacte mai frecvent întâlnite:

Efectele biologice ale ecografiei

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

1. Efectul de cavitaţie care poate fi tranzitor şi consta în apariţia unor mici bule de gaz care la intensităţi mari ale ultrasunutelor pot colaba , cu descompunere termică a apei şi eliberarea de radicali liberi ce duc la apariţia unor modificări tisulare datorită pulsaţiei bulelor de gaz.
2. Efecte asupra genomului ; experimental s-au observat modificări ale ARN-ului sau anomalii congenitale
3. Efecte termice; constau în încălzirea ţesuturilor străbătute de fascicule de ultrasunete cu energie înaltă cu producerea experimentală a unor leziuni, efecte teratogene sau avort.
4. Efecte complexe distructive apar numai după expunere îndelungată,  experimental observându-se alterări la nivel celular care pot merge  pâna la necroza tisulară.

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

Indicaţiile ecografiei

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

În scop diagnostic ecografia se utilizează în explorarea:

Avantajele ecografiei

IMAGISTICA PRIN REZONANŢĂ MAGNETICĂ                                                       Prefaţă

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

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

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

Bazele imagisticii prin rezonanţă magnetică

La baza IRM stă capacitatea de localizare spaţială a atomilor de hidrogen din organism, care generează câmpuri magnetice de mică intensitate. Vectorii intensitate ai câmpului magnetic generaţi de nucleele de hidrogen au o distribuţie întâmplătoare, astfel încât în ansamblu, intensitatea câmpului magnetic rezultant este nulă, deşi concentraţia atomilor de hidrogen din organism este foarte mare (80%).

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

După încetarea acţiunii undei excitatoare, urmează aşa-numita „relaxare”, prin care energia acumulată de la unda de radiofrecvenţă este eliberată, ceea ce determină realinierea magnetizării nete de-a lungul axei Z. Energia eliberată este detectată de bobine, care, acţionând ca o antenă, recepţionează semnalul emis, permiţând obţinerea imaginii.

Bazele fizice ale formării imaginii

Spinul protonilor

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

Efectul aplicării unui câmp magnetic asupra dipolilor magnetici generaţi de spinii protonilor

Analog electronului din atom, spinii sunt caracterizaţi de nivelele energetice. Aplicarea unui câmp magnetic exterior va determina orientarea dipolilor elementari produşi de spin pe direcţia acestuia. La echilibru termodinamic numărul dipolilor orientaţi în sensul câmpului exterior depăşeşte cu puţin numărul celor orientaţi antiparalel. În acest mod apare o magnetizare în exces în sensul lui care poartă numele de magnetizare netă, notată.

Frecvenţa de rezonanţă (Larmor)

În realitate micii magneţi generaţi de spin nu se plasează pe direcţia câmpului exterior, ci execută o mişcare de precesie în jurul lui, similară unui titirez.

Frecvenţa de precesie a unui spin aflat în câmpul magnetic exterior, denumită şi frecvenţă de rezonanţă, este direct proporţională cu intensitatea câmpului magnetic (legea Larmor):

Frecveţa mişcării de precesie = Raportul giromagnetic x Intensitatea câmpului magnetic exterior.

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

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

Tranziţii

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

Efectul aplicării şi întreruperii acţiunii unui câmp magnetic cu frecvenţa Larmor (plasată în domeniul radiofrecvenţelor – RF) asupra spinilor

Dacă pacientului aflat în câmp magnetic intens B_o i se aplică un câmp magnetic B₁ cu frecvenţă din domeniul radiofrecvenţelor (RF) egală cu frecvenţa Larmor, energia undei este absorbită, iar protonul trece într-o stare de energie mai mare. Rezultatul aplicării acestui câmp este refazarea spinilor.

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

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

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

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

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

Concomitent se produce defazarea spinilor din planul XOY, definită de timpul de relaxare transversal (T₂, respectiv T₂^x) sau timp de relaxare spin-spin.

Emisia radiaţiei electromagnetice generată de rotaţia vectorului intensitate a câmpului magnetic

După ce vectorul intensitate a câmpului magnetic M_z a fost deviat faţă de axa Z, el continuă să execute o mişcare de precesie cu frecvenţa Larmor în jurul câmpului magnetic exterior B_o. Deoarece orice câmp magnetic în rotaţie generează o undă electromagnetică, rezultatul obţinut va fi emisia unei unde de frecvenţă din domeniul undelor radio, care constituie semnalul RM, preluat de o bobină.

Timpul de relaxare T₁

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

La întreruperea acţiunii câmpului RF spinul trece dintr-o stare de energie mare într-una de energie mică, prin emisia de energie. Energia emisă are două componente:

·        Energia undei de RF care constituie semnalul RM;

·        Energia cedată sub formă de căldură ţesutului înconjurător, sau altfel spus, reţelei.

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

T₁ este de asemenea timpul care a trecut de la aplicarea pulsului excitator în care 63,2% din câmpul magnetic este realiniat cu B_o.

Interacţiunea spin-spin. Defazarea

Pentru un proton izolat viteza precesiei este determinată exclusiv de intensitatea câmpului magnetic exterior B_o. Când spinii sunt deviaţi spre planul XY ei sunt în fază. Ca urmare a deplasării haotice a spinilor, aceştia ajung unul în apropierea celuilalt şi interacţionează. Consecinţa interacţiunii spinilor este defazarea lor şi reducerea semnalului. Fenomenul este descris de timpul de relaxare transversal T₂ sau timp de relaxare spin-spin.

Timp de relaxare T₂

Constanta care descrie revenirea la echilibru a magnetizării transversale M_xy, poartă numele de timp de relaxare spin-spin, notat cu T₂, definit ca timpul de la excitare după care amplitudinea semnalului s-a redus la 38,8% (respectiv s-a micşorat cu 83,2%). Valoarea lui T₂ este caracteristică pentru fiecare ţesut şi depinde de mediul înconjurător, fiind practic independentă de intensitatea câmpului magnetic extern.

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

Scăderea intensităţii semnalului

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

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

Timp de relaxare real (T₂^x)

În realitate scăderea semnalului are loc mai repede decât teoretic, datorită neomogenităţii câmpului magnetic şi a susceptibilităţii magnetice diferite a ţesuturilor, care determină distorsiuni în special la suprafaţa de separaţie dintre ţesut şi aer. Timpul de scădere a semnalului în condiţii reale se notează T₂^x.

Scăderea componentei transversale a magnetizării este determinată de foi factori:

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

2.      variaţiile intensităţii câmpului magnetic exterior B_o (care sunt descrise de efectul neomogenităţii câmpului T₂ neomogenităţi).

Ecoul

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

Mecanismul de producere a ecoului este următorul:

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

(b)   După trecerea unei jumătăţi din timpul de ecou (TE), deci după TE/2, spinii se defazează prin mecanismul T₂^x. După TE/2 se aplică un alt puls din domeniul frecvenţelor radio, care determină rotirea vetorilor defazaţi în jurul axei X.

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

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

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

Selecţia secţiunilor

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

La baza localizării în spaţiu a semnalului de RM stă aplicarea unui gradient linear al câmpului magnetic.

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

Aplicarea unei valori unice a câmpului magnetic de radiofrecvenţă presupune analiza unei secţiuni plane. Pentru ca secţiunea să aibă grosimea sorită este necesar să se aplica o badă de frecvenţă (BF), alcătuită dintr-o multitudine de frecvenţe plasate de o parte şi cealaltă a frecvenţei centrale.

Intensitatea semnalului

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

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

·        Densitatea atomilor de hidrogen;

·        Timpii de relaxare T₁ şi T_2, specifici ţesutului investigat.

Intensitatea semnalului în imaginea finală este de asemenea determinată de:

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

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

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

·        Densitatea protonilor (deci a atomilor de hidrogen);

·        Analiza proprietăţilor timpilor de relaxare T₁ şi T_2,, denumiţi timpi de relaxare ponderaţi (Tabelul 1).

Componentele IRM sunt:

Tabelul 1. Intensitatea semnalului în funcţie de tipul de organ investigat

şi afecţiuni - imagini_rmn

Calitatea imaginii în IRM

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

Fantomul are două scopuri principale:

·        Evaluarea rezoluţiei;

·        Stabilirea omogenităţii undelor de frecvenţă.

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

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

Fantomul pentru stabilirea omogenităţii undelor de radiofrecvenţă

Uniformitatea spaţială a câmpurilor magnetice cu frecvenţe din domeniul radio transmise pacientului şi recepţionate este testată cu ajutorul fantomului. Câmpul magnetic transmis este acel câmp magnetic utilizat pentru rotirea magnetizării. Câmpul magnetic recepţionat depinde de sensibilitatea bobinei de a răspunde la semnalul produs de precesia spinilor. Ambele câmpuri magnetice trebuie să fie omogene: primul, pentru a asigura o rotaţie uniformă a spinilor, iar cel de-al doilea, pentru a produce o sensibilitate spaţială uniformă în zona investigată.

Pregătirea pacientului

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

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

Contraindicaţii

Agenţi de contrast în IRM

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

Măsuri de protecţie

Deşi IRM nu utilizează radiaţiile ionizante pentru formarea imaginii, este necesar să se cunoască măsurile de protecţie asociate utilizării câmpurilor magnetice foarte intense, energiei undelor radio, variaţiilor în timp a intensităţii câmpului magnetic, gazelor lichefiate şi gradientului de câmp magnetic.

Câmpurile magnetice determină magnetizarea tuturor corpurilor feromagnetice. Prezenţa în câmpul magnetic a corpurilor feromagnetice poate produce efecte nedorite asupra pacientului sau poate determina deteriorarea magnetului şi a bobinelor. Efecte similare pot fi produse şi de corpurile feromagnetice asociate pacientului.

La pacienţii cu pacemaker sunt necesare precauţii deosebite, deoarece câmpul magnetic intens poate afecta circuitul electronic ca urmare a curenţilor pe care îi generează. În acest fel viaţa pacientului poate fi pusă în pericol. Câmpul magnetic poate de asemenea şterge informaţiile înregistrate pe card.

Efectele produse de undele de radiofrecvenţă

Undele de radiofrecvenţă pot produce încălzirea ţesuturilor din organism. Din acest motiv se recomandă limitarea timpului în care o persoană stă în acest câmp.

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

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

Avantejele IRM:

·        permit obţinerea unui contrast mai bun decât în tomografia computerizată;

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

·        utilizează câmpuri magnetice intense şi unde din domeniul radiofrecvenţelor în locul radiaţiilor ionizante, deci efectele dăunătoare asupra organismului sunt semnificativ mai mici.

Limitele examenului IRM:

·        timp de examinare relativ lung;

·        rezoluţie spaţială încă inferioară faţă de CT de înaltă rezoluţie;

·        calcificările sunt greu evidenţiabile datorită absenţei semnalului acestor structuri.

 

RADIOLOGIA INTERVENŢIONALĂ                                                       Prefaţă

 Ultimii 20 de ani au fost marcaţi de o nouă performanţă a imagisticii medicale - radiologia intervenţională. Dupa un start iniţial lent, având la bază o tehnică veche - cea a lui Seldinger- asociate metodelor imagistice moderne: ultrasonografia, CT şi angiografia digitală, radiologia intervenţională s-a impus în ultimul timp având un succes marcat fiind o terapie de minimă invazie.

Radiologia intervenţională este utilizată astăzi în mai multe domenii - arterele şi venele conferind cel mai mare câmp de activitate. 

Metode imagistice interventionale vasculare

 Angioplastia

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

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

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

Tromboembolectomia

Recanalizarea şi aspiraţia mecanică

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

Tromboliza - indicată în ocluziile recente până nu s-a produs organizarea cheagului, utilizează agenţi ca urokinaza sau rt - PA. Ei se introduc printr-un cateter selectiv în interiorul cheagului şi îl lizează. În continuare se utilizează tehnica aspiraţiei sau PTA.

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

Radiologia intervenţională venoasă 

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

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

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

Recuperarea corpilor străini din sistemul venos - catetere venoase - se face prin metoda percutană utilizând un fir metalic cu capcană şi spiră sau cârlig.

Corpii străini trebuie recuperaţi înainte de a se fixa la perete.

Embolizarea

Embolizarea este un procedeu  terapeutic constând în realizarea unei ocluzii arteriale sau venoase având ca scop oprirea unei hemoragii, ablaţia unor tumori, malformaţii sau organe.

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

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

Unele materiale emboligene produc o ocluzie temporară, altele permanentă.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Metode imagistice interventionale ale cailor biliare

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

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

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

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

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

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

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

 Metode imagistice interventionale gastrointestinale

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

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

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

Drenajele abceselor

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

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

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

Metode imagistice intervenţionale uroradiologice

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

Dilatarea cu balonaş este indicată  în stricturi după:

Dilatarea cu baloane nu este indicată în :

Plasarea stenturilor ureterale este indicată în :

Recanalizarea tubara

Thurmond si Rosch au imaginat o  nouă metodă de histerosalpingografie utilizând o cupă specială ca instrument de vidare. Aceasta permite intubarea ostiumului tubar proximal cu un cateter coxial. Prin această metodă se poate realiza recanalizarea trompei Fallopi folosind un ghid de cateter de 3 F. Metoda este alternativă la tehnica chirurgicală care este mult mai costisitoare şi invazivă.

Metode intervenţionale pentru terapia durerii

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

·