Variante Anatomice ale Pediculului Renal – Aspecte Angio Ct

„Variante anatomice ale pediculului renal – aspecte angio-CT”

Cuprins

Introducere

Partea generală

Capitolul I. Embriologia aparatului excretor

I. 1. Rinichii

I. 2. Sistemul colector

I. 3. Sistemul excretor

I. 4. Poziția rinichilor

Capitolul II. Anatomia și fiziologia aparatului excretor

II. 1. Generalități

II. 2. Configurația externă a rinichiului

II. 3. Vascularizația arterială a rinichiului

II. 4. Drenajul venos al rinichiului

Capitolul III. Metode de explorare a aparatului reno-urinar

III. 1. Radiografia reno-vezicală simplă

III. 2. Ecografia

III. 3. Computer tomografia

III. 4. Imagistica prin rezonanță magnetică

Capitolul IV. Principii de funcționare a tomografiei computerizate (CT) si a angio-CT

IV. 1. Principii de bază ale sistemelor CT

IV. 2. Achiziția datelor

IV. 3. Sistemul de reconstrucție

IV. 4. Sistemul de afișare

IV. 5. Principii de bază ale angiografiei

Partea specială

Material și metodă

Rezultate

Discuții

Concluzii

Bibliografie

Introducere

Variante anatomice ale pediculului renal – aspecte angio-CT

PARTEA GENERALĂ

Capitolul I.

Embriologia aparatului excretor

Din punct de vedere funcțional, sistemul urogenital poate fi împărțit în două componente complet diferite: sistemul urinar și sistemul genital. Însă din punct de vedere embriologic și anatomic, acestea sunt strâns asociate. Ambele se dezvoltă din aceeași creastă mezodermică (mezoderm intermediar) la nivelul peretelui posterior al cavității abdominale, iar inițial ductele excretorii ale ambelor sisteme se varsă într-o cavitate comună, cloaca.

Rinichii

La om, în timpul vieții intrauterine se formează secvențial în direcție cranio-caudală trei sisteme renale între care există un grad redus de suprapunere: pronefrosul, mezonefrosul și metanefrosul. Primul dintre aceste sisteme este rudimentar și nefuncțional; cel de-al doilea funcționează un timp scurt la începutul perioadei fetale; iar cel de-al treilea dă naștere sistemului renal definitiv.

Pronefrosul

La inceputul săptămânii a patra pronefrosul este reprezentat de 7 până la 10 grupuri de celule situate în regiunea cervicală. Aceste grupuri formează unități excretorii vestigiale, nefrotoamele, care regresează înaintea formării unor nefrotoame situate mai caudal. Până la sfârșitul săptămânii a patra toate structurile pronefrosului dispar.

Mezonefrosul

Mezonefrosul și ductele mezonefrice sunt structuri derivate din mezoderul intermediar prezent între segmentele toracice superioare și segmentele lombare superioare (L3). La începutul săptămânii a parta de dezvoltare, în timpul regresiei sistemului pronefric, apar primii tubuli excretori ai mezonefrosului. Aceștia se alungesc rapid, formează o ansă în formă de S și prezintă la extremitarea medială un ghem de capilare din care se va forma un glomerul. În jurul glomerului tubulii formează capsula Bowman, iar aceste structuri constituie împreună corpusculul renal. În partea laterală tubulii pătrund în ductul colector longitudinal, cunoscut sub denumirea de duct mezonefric Wolff.

La jumătatea lunii a doua mezonefrosul formează de fiecare parte a liniei mediane un organ ovoid de dimensiuni mari. Deoarece gonada în dezvoltare este situată pe fața medială a acestui organ, creasta formată de aceste două structuri poartă denumirea de creastă urogenitală. În timp ce tubulii și glomerulii din zona cranială încep să degenereze, iar la sfârșitul lunii a doua majoritatea tubulilor mezonefrici au dispărut. La bărbat, un număr redus de tubuli situați caudal, precum și ductul mezonefric persistă și participă la formarea sistemului genital, însă la femeie aceste structuri dispar.

Metanefrosul: rinichiul definitiv

Al treilea organ urinar, metanefrosul, sau rinichiul definitiv, apare în săptămâna a cincea. Unitățile excretorii ale acestuia se dezvoltă din mezoderul metanefric în aceeași manieră ca și sistemul mezonefric. Dezvoltarea sistemului ductal este diferită de cea a celorlalte două sisteme renale.

Configurația externă a rinichiului

La făt și la copil, până la vârsta de 3 ani, rinichiul are aspect lobat, prezentând șanțuri ce delimitează proeminențe, denumite lobi.

În perioada fetală precoce (săptămâna a 8-a), apar inițial două șanțuri transversale, ce împart metanefrosul în trei „lobi primordiali”, formațiuni ce nu au suport structural, deoarece în această etapă, zona centrală, viitoarea medulară renală, nu este încă diferențiată.

Lobii primordiali sunt: lobul cranial, lobul intermediar, care este subîmpărțit de un șanț longitudinal, în parte anterioară și parte posterioară și lobul caudal.

Începând cu luna a VI-a, la nivelul fiecărui lob primordial încep să se formeze proeminențe, „coliculi renali”, delimitați de șanțuri secundare. Structural, „coliculii renali” corespund lobilor renali, iar apariția lor se datorează atât dezvoltării piramidelor renale, cât și formării noilor generații de nefroni. Rinichiul fetal prezintă 14 „coliculi”:

6 coliculi corespund lobului primordial cranial, 3 anteriori și 3 posteriori

4 coliculi corespund lobului primordial intermediar, 2 anteriori și 2 posteriori

4 coliculi corespund lobului primordial caudal, 2 anteriori și 2 posteriori.

Prenatal, numărul coliculilor renali se reduce până la 8-11, prin procesul de fuzionare al piramidelor renale simple și apariția piramidelor renale compuse. Postnatal, datorită continuării creșterii nefronilor corticali și maturării tubilor urinari, corticala periferică devine uniformă, iar suprafața rinichiului devine netedă.

Sistemul colector

Ductele colectoare ale rinichiului definitiv se dezvoltă din mugurele ureteral, o evaginație a ductului mezonefric localizată în apropierea locului de pătrundere a acestuia în cloacă. Mugurele penetrează țesutul metanefric, care se mulează pe extremitatea lui distală asemeni unei calote. Ulterior mugurele se dilată, formând pelvisul renal primitiv, și se scindează în două părți, cranială și caudală, din care se vor forma viitoarele calice mari.

În timp ce pătrund în țesutul metanefric, fiecare calice dă naștere altor doi muguri. Acești muguri continuă să se ramifice până când se formează cel puțin 12 generații de tubuli. În acest timp la periferie continuă să se formeze alți tubuli până la sfârșitul lunii a cincea. Tubulii de ordinul doi se măresc și înglobează tubulii de generația a treia și a patra, dând naștere calicelor mici ale pelvisului renal. Pe parcursul dezvoltării ulterioare tubulii colectori de generația a cincea si din generațiile succesive se alungescsemnificativ și au traiect convergent către calicele mici, formând piramidele renale. Din mugurele ureteral iau naștere ureterul, pelvisul renal, calicele mari și mici și aproximativ 1 până la 3 milioane de tubuli colectori.

Sistemul excretor

Fiecare tubul colector nou-format este acoperit la capătul distal de un strat de țesut metanefric. Sub influența inductivă a tubulilor celulele acestui strat formează vezicule mici, denumite vezicule renale, care la rândul lor dau naștere unor mici tubuli în formă de S. În spațiul de la capătul tubulilor în S se dezvoltă vase capilare, care ulterior se diferențiază și formează glomerulii. Acești tubuli, împreună cu glomerulii corespunzători, formează nefronii, sau unitățile excretorii. Capătul proximal al fiecărui nefron formează capsula Bowman, la nivelul căreia glomerulul formează o indentație profundă. Capătul distal comunică liber cu unul dintre tubulii colectori, astfel încât se creează o legătură între capsula Bowman și unitatea colectoare. Alungirea continuă a tubulului excretor conduce la formarea tubulului contort proximal, a ansei lui Henle si a tubulului contort distal.

Așadar, rinichiul se dezvoltă din două surse: (a) mezodermul metanefric, din care se formează unitățile excretorii; și (b) mugurele ureteral, care dă naștere sistemului colector.

Formarea nefronilor continuă până în momentul nașterii, când există aproximativ 1 milion de nefroni în fiecare rinichi. Formarea urinei începe la scurt timp după diferențierea capilarelor glomerulare, a căror formare debutează în săptămâna 10.

La naștere rinichii au aspect lobulat, însă lobulația dispare în primele luni de viață ca rezultat al continuării creșterii în dimensiuni a nefronilor, cu toate că numărul acestora rămâne constant.

Corelații clinice

Duplicarea ureterului este cauzată de scindarea precoce a mugurelui ureteral. Separarea poate fi parțială sau completă, iar țesutul metanefric poate fi împărțit în două părți, fiecare dând naștere unui pelvis renal și unui ureter. Însă cel mai frecvent cele două părți au mai mulți lobi în comun, ca rezultat al întrepătrunderii tubulilor colectori. Rareori, unul dintre uretere se deschide în vezica urinară, iar celălalt este ectopic, deschizându-se în vagin, în uretră sau în vestibul. Această anomalie este cauzată de apariția și dezvoltarea a doi muguri ureteral. Unul dintre aceștia are de obicei o poziție normală, în timp ce mugurele anormal se deplasează descendent împreună cu ductul mezonefric. Acest ureter are în final o deschidere anormală în partea inferioară a vezicii urinare, în uretră, în vagin, sau în epididim.

Poziția rinichilor

Rinichii, localizați inițial în regiunea pelviană, se deplasează ulterior în direcție cranială, ajungând în cavitatea abdominală. Această ascensionare a rinichilor este cauzată de reducerea curburii corpului și de dezvoltarea regiunilor lombară și sacrată. La nivelul pelvisului, irigația arterială a metanefrosului este asigurată de o ramură pelviană a aortei. În timpul ascensiunii către cavitatea abdominală rinichiul continuă să fie irigat de ramuri ale aortei, care însă au originea la un nivel din ce in ce mai înalt. De obicei vasele localizate inferior degenerează, însă unele dintre acestea pot persista.

Corelații clinice

Localizarea anormală a rinichilor

În timpul ascensiunii rinichii trec prin unghiul arterial format de arterele ombilicale, însă ocazional unul dintre rinichi nu poate străbate acest spațiu îngust. Acest rinichi rămas în cavitatea pelviană, localizat în apropierea arterei iliace comune, este denumit rinichi pelvian. Uneori rinichii sunt forțați să se apropie atât de mult în timpul pasajului prin unghiul arterial încât polii inferiori fuzionează, cu formarea unui rinichi în potcoavă.

Rinichiul în potcoavă este situat de obicei în dreptul vertebrelor lombare inferioare, deoarece ascensionarea acestuia este împiedicată de emergența arterei mezenterice inferioare. Ureterele au originea pe suprafața anterioară a rinichilor și trec ventral către istm, având traiect în direcție caudală. Rinichiul în potcoavă este întâlnit la 1/600 persoane.

Arterele renale accesorii sunt frecvent întâlnite; acestea se formează prin persistența vaselor embrionare care irigă succesiv rinichii în timpul ascensiunii acestora. De obicei aceste artere au originea la nivelul aortei și pătrund în rinichi prin polii superior sau inferior.

Capitolul II.

Anatomia și fiziologia aparatului excretor

Generalități

Aparatul urinar, alcătuit din rinichi și căile urinare, deține rolul principal în realizarea funcției de excreție a organismului. Rinichiul este un organ complex, a cărui funcție excretorie este consecința multiplelor mecanisme prin care rinichiul intervine în menținerea homeostaziei.

Funcțiile rinichiului constau în:

menținerea volumului plasmatic, prin eliminarea excesului de apă

menținerea presiunii osmotice și oncotice (izotonia), a echilibrului ionic (izoionia) și a echilibrului acido-bazic, prin:

eliminarea substanțelor anorganice, în funcție de necesități

retenția unor constituenți necesari organismului (glucoză, aminoacizi, proteine plasmatice, hormoni, vitamine) și eliminarea H+

epurarea organismului, prin:

eliminarea produșilor terminali nevolatili ai metabolismului intermediar

eliminarea unor substanțe străine pătrunse în organism

reglarea glicemiei, prin gluconeogeneză

reglarea tensiunii arteriale, prin secreția de renină

reglarea eritropoiezei, prin secrețiolul principal în realizarea funcției de excreție a organismului. Rinichiul este un organ complex, a cărui funcție excretorie este consecința multiplelor mecanisme prin care rinichiul intervine în menținerea homeostaziei.

Funcțiile rinichiului constau în:

menținerea volumului plasmatic, prin eliminarea excesului de apă

menținerea presiunii osmotice și oncotice (izotonia), a echilibrului ionic (izoionia) și a echilibrului acido-bazic, prin:

eliminarea substanțelor anorganice, în funcție de necesități

retenția unor constituenți necesari organismului (glucoză, aminoacizi, proteine plasmatice, hormoni, vitamine) și eliminarea H+

epurarea organismului, prin:

eliminarea produșilor terminali nevolatili ai metabolismului intermediar

eliminarea unor substanțe străine pătrunse în organism

reglarea glicemiei, prin gluconeogeneză

reglarea tensiunii arteriale, prin secreția de renină

reglarea eritropoiezei, prin secreția de eritrogenină, ce activează eritropoietinogenul, transformându-l în eritropoietină

reglarea metabolismului fosfo-calcic, prin sinteza de 1,25-dihidroxicolecalciferol, forma cea mai activă a vitaminei D3, ce potențează acțiunea parathormonului

autoreglare, prin sinteza de prostaglandine și kalicreină.

Rinichiul este un organ parenchimatos pereche, situat profund, în regiunea lombodiafragmatică. Este organ primitiv retroperitoneal, ce prezintă în acest spațiu o lojă fibroasă proprie, loja renală.

Configurația externă a rinichiului

Forma rinchiului poate fi comparată cu cea a bobului de fasole. Anatomiștii numesc

„reniforme” organele al căror contur seamănă cu cel renal.

Axele longitudinale ale rinichilor sunt oblice spre inferior și lateral, astfel încât:

extremitățile superioare ale rinichilor sunt situate la o distanță de 6-7 cm

extremitățile inferioare ale rinichilor sunt situate la o distanță de 10-12 cm.

La adult, suprafața rinichiului este, în mod normal, netedă.

Uneori, suprafața rinichiului poate prezenta:

proeminențe, ce se pot datora persistenței lobației fetale (anomalie congenitală fără semnificație clinică) sau unor procese patologice (chistice sau tumorale)

depresiuni datorate cicatricilor fibroase (ex. postinfarct renal)

aspect neregulat, datorat nefroangiosclerozei renale.

Dimensiunile și greutatea rinichiului variază în funcție de vârstă, la adult fiind:

lungimea de 10-12 cm

lățimea de 5-6 cm

grosimea de 2,5-3 cm

greutatea de 130-140 g.

Pe viu, culoarea rinichiului este brun-roșcată, iar consistența este ferm elastică, dar în traumatisme lombare puternice se pot produce rupturi renale. La cadavru, datorită formolizării, culoarea este mai palidă, iar suprafața rinichiului prezintă impresiuni ale organelor din jur .

Rinichiul prezintă:

două fețe:

anterioară, convexă și orientată antero-lateral

posterioară, plană și orientată postero-medial.

două extremități (poli), convexe:

superioară, mai rotunjită și mai groasă

inferioară, mai mică și mai subțire, situată la:

2,5-3 cm de creasta iliacă, în partea dreaptă

4-5 cm de creasta iliacă, în partea stângă.

două margini:

medială, concavă, la nivelul căreia se află hilul renal, fantă longitudinală delimitată de două buze, anterioară și posterioară, prin care trec elementele pediculului renal

laterală, convexă, la nivelul căreia se găsește un șanț longitudinal, ce corespunde unei zone paucivasculare (Boyce), caracterizată prin absența ramurilor vasculare mari în parenchimul renal.

Forma și poziția hilului renal și a șanțului longitudinal sunt dependente de dispoziția lobilor renali anteriori și posteriori. Astfel:

când piramidele anterioare depășesc marginea laterală a rinichiului (rinichi de timp Hodson):

șanțul longitudinal este situat pe fața posterioară a rinichiului

buza posterioară a hilului este mai dezvoltată, iar hilul privește spre anterior

când piramidele posterioare depășesc marginea laterală a rinichiului (rinichi de tip Brödel):

șanțul longitudinal este situat pe fața anterioară a rinichiului

buza anterioară a hilului este mai dezvoltată, iar hilul privește spre posterior

când se produce un decalaj în dispoziția piramidelor anterioare, superioare și inferioare, atât șanțul longitudinal, cât și hilul renal sunt torsionate, buzele hilului renal încrucișându-se în unghi ascuțit (rinichi torsionat).

Șanțul longitudinal fiind uneori absent sau foarte slab vizibil, poziția și forma hilului renal sunt foarte importante pentru decelarea zonei paucivasculare (zonă de abord chirurgical), cele două elemente fiind situate în oglindă.

Variantele de formă și poziție ale hilului trebuie diferențiate de anomaliile de rotație ale rinichiului:

rinichiul insuficient rotat, la care atât hilul, cât și marginea medială sunt situate anterior

rinichiul excesiv rotat, la care atât hilul, cât și marginea medială sunt situate posterior.

Vascularizația arterială a rinichiului

Deși rinichiul reprezintă doar 0,5% din greutatea corporală umană, el reprezintă cel de-al doilea organ în ceea ce privește rata consumului de oxigen / gr. țesut (după creier).

Necesarul de oxigen, coroborat cu funcția sa de excreție, determină un flux arterial crescut, care reprezintă 20-25% din debitul cardiac de repaus. Fluxul renal este de 420 ml / 100 gr. țesut / minut, dar nu este uniform, ci scade progresiv dinspre cortex spre papilă. Diferența de perfuzie este scăzută în detrimentul vascularizației corticale în situația în care scade activitatea renală (de exemplu în cursul șocului).

Arterele renale sunt ramuri laterale, voluminoase, ale aortei abdominale, cu originea la nivel L2.

În pediculul renal, artera renală este situată posterior de vena renală și anterior de pelvisul renal (cel mai frecvent).

Artera renală stângă, mai scurtă decât cea dreaptă, are calibru de apromixativ 7 mm și un traiect transversal sau ușor ascendent.

Artera renală dreaptă, mai lungă, are traiect retrocav, această porțiune fiind extrapediculară. Are același calibru ca precedenta și traiect ușor descendent, rinichiul drept fiind situat mai jos.

Câteodată, pot exista artere renale accesorii, vestigii ale surselor arteriale pe care le-a preluat metanefrosul, în cursul ascensiunii sale.

Ramurile colaterale ale arterelor renale sunt:

artera suprarenală inferioară

ramuri pentru capsula adipoasă, care stabilesc multiple anastomoze cu arterele parietale, suprarenale și gonadale

ramuri pentru pelvisul renal

artera ureterală posterioară.

Ramurile terminale ale arterelor renale sunt reprezentate de arterele segmentare ale rinichiului.

Înainte de a pătrunde în hil, artera renală se divide, obișnuit, în:

ramură anterioară, din care se desprind, extrahilar, 4 ramuri prepielice:

arteră segmentară superioară

arteră segmentară antero-superioară

arteră segmentară antero-inferioară

arteră segmentară inferioară

ramură posterioară sau retropielică, reprezentată de artera segmentară posterioară. Aceasta se află, inițial, anterior de pelvisul renal, apoi ocolește marginea superioară a bazinetului și coboară vertical pe fața lui posterioară, paralel cu buza posterioară a hilului.

Pe baza distribuției segmentare, rinichiul prezintă cinci segmente arteriale, despărțite de zone slab vascularizate, ce permit intervenții chirurgicale selective (nefrectomii segmentare). Segmentele arteriale ale rinichiului sunt:

segment superior

segment antero-superior

segment antero-inferior

segment inferior

segment posterior.

Segmentația arterială clasică a rinichiului este supusă unui grad destul de mare de variabilitate individuală, ce necesită o atentă investigație preoperatorie (arteriografii), pentru stabilirea atitudinii chirurgicale.

Drenajul venos al rinichiului

Vena renală stângă are o lungime medie de 8 cm și este mai groasă decât cea dreaptă, deoarece primește mai mulți afluenți. Are un traiect orizontal și trece anterior de aortă. Segmentul preaortic este extrapedicular și trece prin pensa aorto-mezenterică.

Vena renală dreaptă este mai scurtă, având o lungime medie de 2,5 cm.

Capitolul III.

Metode de explorare a aparatului reno-urinar

1. Radiografia reno-vezicală simplă (RRVS) se execută de obicei în decubit dorsal, cu o încadrare ce trebuie să cuprindă ultimele două coaste și simfiza pubiană. Este o primă explorare radiologică utilizată pentru a aprecia morfologia renală. Se apreciază: umbrele renale, spațiul perirenal, contururile renale, mușchii psoas. Se caută de asemenea existența calcificărilor, care pot fi prezente în aria de proiecție a aparatului reno-urinar sau în afara acestuia. Calcificările suprapuse se departajează prin incidențe speciale sau prin tomografie.

2. Ecografia este o metodă de examinare imagistică ce utilizează drept vector al informației medicale ultrasunetele reflectate în corpul omenesc. Sunetul este o vibrație a materiei, transpusă sub formă de unde mecanice de către particulele mediilor solide, lichide sau gazoase. În funcție de frecvență undele sonore se împart în: infrasunete (0-16 Hz), sunete audibile (16 Hz-20 KHz), ultrasunete (16 KHz-103 MHz), hipersunete (>103 MHz).

Ecografia aparatului reno-urinar folosește ultrasunete cu frecvențe de 3,5 Mhz (adulți), 5 Mhz (copii) sau de 7-10 Mhz (endorectale, endovaginale, endouretrale), oferind informații morfologice.

Administrarea substanțelor de contrast ecografic ameliorează sensibilitatea și specificitatea ecografiei în depistarea și caracterizarea maselor renale.

Ecografia poate examina practic orice regiune a aparatului reno-urinar, mai puțin ureterele iliace, fiind indicată ca screening în analiza patologiei reno-urinare. Este neiradiantă și ieftină, dar cu principalul dezavantaj că este manipulator dependentă.

Ecografia poate fi considerată metoda de elecție pentru ghidarea în timp real a manevrelor intervenționale, cum ar fi nefrostomia, drenajul abceselor, puncții.

Un tip particular de ecografie este ecografia Doppler. Efectul Doppler este un efect fizic care explică comportamentul lungimii de undă a undei recepționate, atunci când sursa undei și receptorul undei se află în mișcare relativă unul față de altul. Dacă sursa undei este staționară față de receptor, lungimea de undă (implicit și frecvența) undei recepționate este egală cu cea a undei emise. Dacă sursa și receptorul se apropie, lungimea de undă recepționată este mai mică decât cea a undei emise iar dacă se îndepărtează lungimea de undă recepționată este mai mare.

Ultrasonografia Doppler, spre deosebire de ecografia bidimensionala unde informatia anatomică este codificată de intensitatea undei recepționate, studiază frecvența acestora. Înregistrarea variației frecvenței diferențiale (FD – diferența dintre frecvența emisă și cea reflectată) în funcție de timp este informația de bază obținută prin examinarea Doppler. FD are ca ordin de mărime KHz, încadrându-se în domeniul audibil, motiv pentru care semnalul Doppler are atât reprezentare grafică cât și corespondent sonor audibil.

Tabel I. Diferențe fizice între ecografia bidimensională și cea Doppler.

3. Computer tomografia (CT) este explorarea imagistică radiologică ce aduce cele mai multe informații privind aparatul reno-urinar datorită posibilității de a demonstra densități specifice (aer, grăsime, apă, calciu) și a aprecierii iodofiliei, deci a vascularizației unei leziuni.

Avantajele metodei:

Metoda este noninvazivă și nedureroasă

Examinare rapidă și simplă, de neînlocuit în urgențele medicale și pentru pacienții critici, depistând rapid sângerarea sau trauma organelor interne

Oferă cu mare acuratețe reprezentarea organelor, a vaselor de sânge și a pieselor scheletice în același timp

Oferă imagini detaliate ale diverselor tipuri de țesuturi (plămâni, inimă, organe parenchimatoase, vase sanguine, oase)

Razele X folosite în scanarea CT cu aparate moderne, rapide nu au în mod obișnuit efecte secundare

CT este indicată în:

depistarea și caracterizarea maselor renale;

stadializarea tumorilor maligne și urmărirea postoperatorie;

traumatismele aparatului reno-urinar;

obstrucțiile urinare înalte, cu evidențierea sediului și a naturii obstacolului;

absența vizualizării unui rinichi prin alte investigații medicale.

4. Imagistica prin rezonanță magnetică (IRM) este o metodă imagistică de înaltă performanță, neinvazivă și neiradiantă, care utilizează un câmp magnetic puternic pentru a obține imagini în secțiune ale corpului uman. Întrucât modul de obținere al imaginilor este foarte sensibil, chiar și leziuni minore, cu dimensiuni milimetrice pot fi evidențiate.

Are indicații limitate în explorarea aparatului reno-urinar, informațiile pe care le poate furniza fiind în majoritatea cazurilor identice cu cele obținute prin CT. IRM are un randament superior în caracterizarea leziunilor vasculare și a patologiei regiunii pelvine, având avantajul că poate realiza secțiuni în orice plan. Există variante de explorare IRM care permit obținerea de imagini similare urografiei fără a folosi substanță de contrast. În perspectivă, este posibil ca spectroscopia prin IRM să aducă elemente de diagnostic cu o specificitate foarte ridicată, mai ales în diagnosticul etiologic al tumorilor prostatice.

Dintre avantajele metodei trebuie menționate:

Posibilitatea de diferențiere dintre două țesuturi apropiate

Metodă de investigare non-iradiantă

Posibilități de reprezentare multiplanară

Redă imagini clare și detaliate ale diferitelor țesuturi moi (organe interne, vase)

Substanțele de contrast care se administrează (numai dacă este necesar) prezintă un risc minim pentru pacient

Detectează leziuni foarte mici (mai ales in cazul investigațiilor cerebrale)

Eficiență dovedită în diagnosticarea bolilor sistemului nervos

Capitolul IV.

Principii de funcționare a tomografiei computerizate (CT) si a angio-CT

1. Principii de bază ale sistemelor CT

Computer tomografia (CT) face parte din familia metodelor imagistice ce operează prin diferențierea structurilor anatomice pe baza criteriilor densitometrice. Prin măsurarea energiei radiațiilor X care traversează țesuturile pacientului, CT realizează, folosind un computer, reconstrucția matematică a imaginii unor secțiuni din corp. Raza centrală a fascicolului traversează corpul de radiografiat iar cantitatea de radiații reziduală, neabsorbită, atenuată se materializează pe planul imaginar de proiecție sub forma unui punct. Cantitatea de radiație reziduală în acest punct este direct proporțională cu puterea fascicolului și invers proporțională cu grosimea și densitatea structurilor traversate. Dacă în calea razei parțial atenuate se plasează un cristal ionizabil, acesta prin efectul de scintilație, transformă energia fotonică într-o cuantă de lumină care apoi este transformată într-un microcurent electric iar acesta este amplificat și transmis sub forma unei informații numerice unei unități de calcul, care o prelucrează și o afișează pe un monitor sub formă de puncte gri a căror intensitate este strict concordantă cu energia fascicolului de radiație reziduală captată de cristalul de scintilație. Aceste măsurători sunt repetate în diferite direcții, tubul generator de radiații X rotindu-se în jurul pacientului. Suma expunerilor constituie baza de reconstrucție a imaginii.

Principiile fundamentale ale CT-ului sunt aceleași ca și ale radiografiei sau tomografiei convenționale: o sursă de radiații ionizante este direcționată printr-un obiect cu scopul de a-i recrea imaginea, pe baza absorbției razelor X de către acest obiect. Ecuația de bază folosită este aceeași pentru toate aceste aparate:

I = I0·e-µx

unde

I0 este intensitatea incidentă a unei raze X pe suprafața unui obiect de grosime x

I este intensitatea transmisă

e este constanta lui Euler (2.718)

µ este coeficientul de atenuare liniară

Atenuarea este dependentă de numărul atomic și densitatea materialului prin care razele X trec și de spectrul de energie al razei X incidente. În cazul radiografiei convenționale și a tomografiei, absorbția diferențială a razelor X ce trec printr-un obiect se înregistrează pe film, o apreciere calitativă care nu poate reflecta cu exactitate diferențele subtile în contrastul obiectelor.

Pe de altă parte, în ceea ce privește tomografia computerizată, absorbția diferențială este înregistrată de detectoare speciale, ce apreciază din punct de vedere cantitativ și pot măsura schimbări subtile în atenuarea razelor X. Cel mai important deficit al radiografiei este suprapunerea structurilor pe film, care a fost doar parțial depășit prin tomografia convențională.

Ideal pentru o examinare cu raze X ar fi să prezinte datele de atenuare (I sau µ) pentru fiecare punct din corp. Gradul în care acest lucru este atins depinde de modul în care intensitățile măsurate, I și µ sunt înregistrate sau manipulate. În radiografia convențională, intensitatea transmisă (I) este văzută ca întunecarea unui film radiologic.

Deoarece expunerea filmului la raze X îl întunecă, imaginea unui obiect dens este mai deschisă pe film decât imaginea unui material mai puțin dens. De exemplu, într-o radiografie pulmonară standard, imaginea este mai deschisă acolo unde razele X sunt mai absorbite sau mai dispersate (µ mai mare – substanță osoasă) și mai închisă acolo unde mai multe raze sunt transmise datorită absorbției mici (µ mai mic – parenchimul pulmonar). Două zone diferite ale unei astfel de radiografii pot prezenta același grad de întunecare și, prin urmare, demonstrează o atenuare totală a razei egală în cele două poziții. Cu toate acestea, gradul de atenuare de-a lungul corpului poate fi foarte diferit. Astfel, în radiografia convențională, diferitele nuanțe de gri văzute pe film reprezintă diferențele în transmiterea fasciculului de raze X prin corp.

Pe de altă parte, CT se apropie de ideal prin prezentarea atenuării medii a fiecărui element de volum mic ce compune acea secțiune a corpului. Așadar, CT decodifică informația atenuării razei X și o prezintă cantitativ cu o precizie mult mai mare decât cea realizată prin tehnici convenționale.

Toate sistemele CT folosesc un proces similar în 3 etape pentru a genera o imagine:

1. scanarea sau achiziția datelor;

2. reconstrucție;

3. afișare.

Într-o formă simplificată, fluxul tuturor sistemelor CT include conversia unei surse de raze X, ce constă într-o sumă de raze (proiecție). O singură rază este considerată porțiunea fasciculului de raze x ce cade pe un singur detector.

2. Achiziția datelor

Procesul de scanare începe cu achiziția de date. Scanarea CT reprezintă colectarea sistematică a datelor de proiecție. Colectarea datelor cuprinde toate proprietățile geometrice ale fasciculului de raze X, relația dintre tubul de raze X și detector, inclusiv toate dispozitivele de modelare a fascicului și conversia în semnale digitale a razelor X transmise, semnale ce vor fi folosite de către sistemul de reconstrucție.

Sistemul de achiziție a datelor este format dintr-un sistem detector, un sistem de conversie analog – digital și un sistem de preprocesare a datelor, folosit ulterior de către sistemul de reconstrucție.

Funcțiile lui majore sunt:

Convertirea fasciculului de raze X în curent electric

Convertirea curentului electric în voltaj

Convertirea voltajului de tip analog într-o formă digitală

Eliminarea altor semnale de fond ce pot duce la apariția de artefacte

Oferirea unei conversii logaritmice a datelor

Transmiterea datelor către sistemul de preprogramare

Primele sisteme de achiziție a datelor foloseau detectoare cu xenon – acestea convertesc direct razele X în energie electrică, dar sunt ineficiente.

Sistemele moderne folosesc detectoare în stare solidă, cu două materiale principale: tungstat de cadmiu și oxisulfat de gadoliniu. Aceste două cristale convertesc fasciculul de raze X la lumină direct proporțional cu cantitatea de fotoni care lovește cristalul. Lumina este convertită la curent electric (voltaj), apoi la date digitale ce vor fi folosite de către sistemul de reconstrucție.

Conversia semnalelor analogice la datele digitale („conversie A la D”) prin sistemul de achiziție de date creează o așa numită eroare de cuantificare. Viteza de eșantionare a convertorului „A la D” și numărul de combinații de ieșiri digitale disponibile determină această eroare de cuantificare. Această eroare, împreună cu „zgomotul” electronic din amplificator caracterizează în general performanța sistemului de achiziție.

Capacitatea sistemului de a măsura cu exactitate semnale de nivel scăzut într-un interval dinamic larg contribuie, în mare măsură, la calitatea imaginii CT pe un anumit flux de raze X.

2.1. Componentele sistemului de achiziție a datelor

Cadru de scanare

Primele scanere CT (din anii 1980) erau formate din cadre rotative și cabluri ce necesitau desfășurarea după fiecare achiziție. Acest design era limitat la metode de scanare pas cu pas, prelungind astfel considerabil timpii scanării. Sistemele curente folosesc in schimb “inele de alunecare”, dispozitive electromagnetice ce permit transmiterea unor semnale electrice de la o structură staționară la una rotativă. Aceste inele permit rotirea continuă a cadrului de scanare, oferind posibilitatea efectuării CT-ului spiral sau elicoidal și eliminând nevoia desfășurării cablurilor sistemului.

Generatorul de raze X

Majoritatea scanerelor din zilele noastre folosesc generatoare de mare frecvență, necesare pentru producerea cuantelor de raze X solicitate de protocoalele exigente moderne.

Frecvențele de operare tipice variază de la 5 kHz la 50 kHz, iar puterea generatorului poate varia de la 15kW până la 70 – 80 kW.

Generatoarele sunt situate pe cadrele de scanare rotative pentru a se adapta la noile cerințe de scanare de tip spirală sau elicoidală.

Tubul de raze X

Tehnologia CT de primă generație folosea tuburi de raze X cu un randament destul de limitat, cu anod fix și răcire cu ulei. În schimb, tuburile de astăzi includ anoduri rotative cu metode speciale de răcire, concepute pentru a spori capacitatea unui sistem de a acoperi suprafețe mari de anatomie la un nivel diagnostic de raze X.

Sunt anticipate dezvoltări ale generatoarelor și tuburilor de raze X ce vor deschide drumul spre aplicații de CT volumetric, detectoare de suprafețe mari concepute pentru a acoperi secțiuni întregi din anatomia pacientului dintr-o singură revoluție a cadrului de rotire a scanerului.

Sistemul de filtrare al razelor X

Se presupune că aparatul de CT folosește o rază monocromatică; de fapt, radiația generată de tubul de raze X este policromatică. Ca urmare, fasciculul de raze X este configurat cu ajutorul filtrelor de compensare. Aceste filtre servesc două scopuri:

Elimină razele X cu o lungime de undă mare, raze ce nu contribuie la formarea imaginii CT, dar cresc doza absorbită de către pacient.

Minimizează efectele de întărire a razelor și oferă un fascicul mai uniform, efect observabil din perspectiva detectorului.

2.2. Evoluția sistemului de achiziție a datelor și a geometriei sistemului CT

Sistemele de primă generație

Sistemul CT de primă generație se baza pe geometria fasciculului de raze X paralel, folosind un principiu de translație – rotație. Fasciculul de raze X era colimat la dimensiuni de 2 x 13 mm. Dimensiunea de 13 mm corespundea grosimii secțiunii.

Mici detectoare monitorizau intensitatea fasciculului inainte de a intra în corp pentru a se obține valoarea intensității incidente (I0). După trecerea prin corp, fasciculul era detectat de un cristal de scintilație, setat să primească, în primul rând, fotonii care nu au fost dispersați sau absorbiți. Valoarea intensității transmise (I) era apoi înregistrată și stocată în memoria calculatorului.

Tubul de raze X și sistemul detector se mișcau continuu de-a lungul pacientului, înregistrănd 160 de măsurători multiple în timpul unei translații. La sfărșitul fiecărei translații tubul de raze X și detectorul erau rotite cu un grad și translația se repeta. Acest proces de translație – rotație se repeta de 180 de ori, rezultând 28800 de măsurători (160 x 180). Cele 160 de măsurători făcute în timpul unei translații complete erau numite un profil sau o vedere.

Din punct de verede clinic, sistemele de primă generație aveau dezavantajul major unui timp îndelungat de scanare. Calitatea imaginii era afectată sever datorită mișcărilor pacientului. Acest inconvenient îi limita utilizarea la părți ale corpului ce se puteau imobiliza, precum capul.

Sistemele de generația a doua

Acest sistem de scanare era format din raze X dispuse „în evantai” și un sistem liniar de detectoare. Fasciculul de raze X a fost convertit in această formă cu un unghi de divergență între 3 și 10 grade.

Mai multe detectoare de raze X au fost apoi plasate adiacent unul celuilalt pentru a intercepta fasciculul. Deoarece acest sistem folosea mai multe detectoare, numărul de rotații unghiulare putea fi diminuat, obținându-se un număr adecvat de vederi în intervale de timp mult mai scurte.

Figura 1. Aparat CT de tip translație-rotație. A. Sistem cu un singur detector și o singură translație.

B. Două translații separate. C. Sistem de a doua generație cu o singură sursă de fascicul „evantai” și detectoare multiple.

Din figură este evident că fiecare detector obținea o vedere diferită în timpul aceleași translații, deoarece razele emergente nu erau paralele.

Următoarele progrese în acest domeniu implicau o lărgire a fasciculului, astfel încât acesta să cuprindă întregul obiect.

Sistemele de generația a treia

Aceste sisteme foloseau un fascicul „evantai” cu unghi larg (50 – 55º); sursa de raze X, împreună cu un ansamblu de detectoare dispuse în arc se roteau 360º, încontinuu în jurul pacientului. În timpul rotației se obțineau eșantioane de date, iar pentru fiecare punct fix al tubului și al detectorului se obținea o vedere.

Detectoarele erau dispuse radial și nu vizualizau zona de scanare uniform. Numai detectoarele din centru „vedeau” pixelii din centrul câmpului vizual. Totuși, această relație fixă permitea o colimare importantă a detectoarelor, ceea ce a dus la o scădere importantă a răspândirii radiațiilor și la o îmbunătățire a calității imaginii.

Ca urmare a poziției fixe a combinației tub/detector, detectoarele asociate și sistemele electronice trebuie să fie stabile și uniforme. Lipsa compensării unor erori minime poate duce la apariția de artefacte vizibile. În plus, rezoluția spațială, un parametru cheie al calității imaginii, poate fi limitat de procesul de eșantionare a datelor. În această relație geometrică numărul de detectoare din arc sau matrice determină eșantionarea datelor; astfel, rezoluția spațială este mai mare cu cât razele sunt mai puțin distanțate.

Numărul detectoarelor variază în mod normal de la 600 la mai mult de 900. Aceste numere duc la o limitare a rezoluției spațiale de aproximativ 5 până la 10 perechi de linii pe centimetru (pl/cm), în funcție de dimensiunea matricei de reconstrucție și a câmpului vizual de scanat.

Procesul folosit pentru interpretarea semnalelor se numește eșantionare și reprezintă convertirea unui semnal analogic (continuu) într-un semnal digital (numit și discret).

Teorema eșantionării Nyquist-Shannon afirmă că pentru a vizualiza o anumită frecvență este necesară o rată de eșantionare mai mare decât dublul frecvenței respective. În practică sunt de dorit chiar și rate de eșantionare mai mari. Rezoluția axială mai mare de 5 până la 10 pl/cm (între 0,5 și 1 mm) poate aduce limitări pentru aplicații clinice specifice.

Pentru a depăși această provocare producătorii au introdus diverse metode. O metodă de a crește eșantionarea (și rezoluția spațială) este deplasarea matricei detectoare față de centrul de rotație cu un sfert sau o optime din grosimea fasciculului. Aceasta permite intercalarea datelor colectate în a doua jumătate a unei rotații de 360º cu cele din prima jumătate, dublând efectiv procesul de eșantionare și rezoluția. Din păcate, mișcarea pacientului poate minimaliza acest efect.

O altă metodă mai eficientă de creștere a procesului de eșantionare este de a oscila cu câțiva centimetri punctul focal al tubului de raze X în timpul unei scanări, în scopul de a realiza eșantioane de date intercalate. Poziția punctului focal este controlată precis și sincronizată cu viteza de rotație și poziția cadrului rotativ.

În acest caz, vederile sunt limitate de capacitatea de măsurare electronică a aparatului, ceea ce nu este de obicei un factor limitant pentru o rezoluția imaginii. Acești factori variază în funcție de fiecare producător, ceea ce poate afecta în mod dramatic performanța globală a scanerului.

Sistemele de generația a patra

Sistemele de generația a patra folosesc de asemenea un fasicul “evantai” cu unghi larg (50-55º), însă, în acest caz, tubul se rotește în interiorul unui arc de 360º de detectoare staționare. În loc ca punctul focal să fie punctul de interes, ca la sistemele de a treia generație, imaginile sunt achiziționate din perspectiva detectorului.

Cu această abordare eșantioanele de date sunt obținute de-a lungul deschiderii fasciculului, fiind achiziționate mai multe eșantioane pentru fiecare detector. Datele de ieșire ale fiecărui detector constituie o vedere. Astfel, vederile sunt limitate la numărul de detectoare din interiorul arcului de 360º.

Odată cu această geometrie de generația a patra, eșantioanele mici și apropiate necesită multe măsurători individuale ce pot afecta timpul de reconstrucție. Pentru a depăși această provocare este obținută o medie a vederilor pentru a reduce acest efect. Majoritatea sistemelor au mult mai multe detectoare și vederi disponibile pentru a depăși rezoluția limitantă a sistemului.

Există avantaje și dezavantaje unice cu privire la geometria CT actuală dincolo de rezoluția spațială, precum eficiența cuantică detectabilă, zgomot și rezoluția de contrast. Performanța fiecărui sistem depinde în mare măsură de producător și nu de geometria de scanare folosită.

2.3. Sistemele de CT spiral / elicoidal

Până la sfârșitul anilor 1980, scanerele CT, indiferent de sistemul de geometrie (generația a treia sau a patra), achiziționau datele în secțiuni „discrete” de anatomie ale pacientului printr-o metodă denumită frecvent scanare axială. În acest tip de CT axial (în secțiune transversală) fiecare rotație a tubului de raze X produce un set de date unic (o secțiune).

În timpul colectării datelor, masa pe care este așezat pacientul este fixă. Pentru a crea o secțiune nouă, masa este deplasată pe o distanță specificată, iar tubul de raze X este rotit din nou în jurul pacientului. Fiecare rotație produce o nouă imagine.

Apariția tehnologiei „inelului de alunecare” și a noilor tehnici de reconstrucție a datelor a furnizat o poartă către sistemele de achiziție utilizate în prezent și anume sistemul de CT spiral / elicoidal sau sistemul de CT multidetector.

În cazul CT-ului spiral / elicoidal, masa mobilă este deplasată în interiorul tunelului, în timp ce tubul de raze X (la sistemele de generația a patra) sau combinația tub/detector (generația a treia) se rotesc continuu în jurul pacientului, creând un volum de date. Acest lucru permite noi opțiuni în reconstrucție. De exemplu, odată ce un volum de date este colectat, imaginea poate fi reconstruită în orice punct de-a lungul căii trasate de tubul de raze X.

CT-ul spiral prezintă multe avantaje față de CT-ul convențional sau axial:

Capacitate de diminuare a artefactelor de mișcare

Incidență scazută a inregistrărilor incorecte între secțiuni axiale consecutive

Reducere a dozei de iradiere a pacientului

Rezoluție spațială îmbunătățită în axa Z

Îmbunătățire a redării multiplanare sau 3D.

Capacitatea CT-ului spiral de a diminua artefactele de mișcare se datorează timpilor de scanare mai rapizi asociați cu fiecare examinare (față de CT-ul axial) și a abilității de a efectua mai multe examinări în timp ce pacientul este rugat să își țină respirația. Reconstrucțiile pot fi suprapuse sau poziționate ideal pentru vizualizarea exactă a leziunilor mici.

Folosind colectarea continuă a datelor, CT-ul spiral permite o reducere a separării imaginilor, îmbunătățind astfel rezoluția spațială în axa Z. Deși CT-ul convențional ar putea depăși această provocare prin suprapunerea secțiunilor consecutive, aceasta ar crește doza de iradiere a pacientului și ar prelungi timpul de scanare pentru a acoperi o anumită regiune a corpului pacientului.

2.4. Sistemele de CT spiral tip multislice

Cea mai recentă dezvoltare în achiziția datelor – CT spiral multislice – depășește limitele CT-ului spiral. Toate sistemele de CT spiral multislice din prezent folosesc geometria sistemelor de generația a treia, la care se adaugă multiple arcade de detectoare. Prima implementare a acestei tehnologii a inclus un detector cu două arcade. În această configurație, cele două arcade sunt utilizate pentru a obține simultan date în timpul unei singure rotații a cadrului de scanare, împărțind fasciculul de raze X în două fascicule egale. Considerând intervalele mici dintre rândurile de detectoare, ce pot fi ignorate din perspectiva achiziției datelor, colimarea totală a fasciculului de raze X devine acum suma colimărilor fiecărui rând:

unde

d este colimarea unui rând de detectoare

D este colimarea fasciculului de raze X

2 este numărul de rânduri de detectoare.

Această formulă poate fi extinsă pentru a include n rânduri de detectoare.

3. Sistemul de reconstrucție

Reconstrucția include toate componentele sistemului ce efectuează calculele matematice necesare pentru a converti datele digitale furnizate de sistemul de achiziție a datelor. Sistemul de reconstrucție furnizează date CT unui sistem de afișare într-un mod care este potrivit pentru vizualizare pe un monitor de vizualizare. Indiferent de tipul de aparat, rezultatul unei scanări este un număr mare de sume de raze individuale.

Reconstrucția imaginii din aceste măsurători este, în principiu, aceeași pentru orice aparat CT. Ecuația fundamentală care descrie comportamentul măsurătorilor este dată în ecuația 1, iar câteva simple manipulări ale acestei relații ar trebui să ducă la înțelegerea reconstrucției imaginii CT.

Figura 2. Ilustrarea ecuației 2.

Figura 2 ilustrează o serie de plăci subțiri și o intensitate a razelor X inițială (I0) ce acționează asupra primei plăci. Intensitatea ce iese din prima placă (I1) devine intensitatea de intrare pentru a doua placă, iar intensitatea ce părăsește această a doua placă (I2) devine intensitatea de intrare pentru a treia placă ș.a.m.d.

Ecuațiile devin:

I1 = I0e-μ1L1

I2 = I1e-μ2L2 = (I0e-μ1L1) e-μ2L2 (1)

In = In-1e- μnLn

Ecuația pentru fasciculul emergent după ce trece prin n plăci poate fi dedusă ca:

I = I0(e- μ1L1)(e- μ2L2) . . . (e- μnLn) (2)

= I0e- μ1L1+ μ2L2+ . . . μnLn

Pentru simplificare indicele n a fost abandonat. Așadar, atenuarea totală este echivalentă cu ecuația simplă:

I = I0e- μL (3)

unde

μL = μ1L1+μ2L2+ . . . μnLn (4)

Atunci când L1 = L2 = L3 = . . . = Ln (toate plăcile au aceeași grosime) ecuația anterioară poate fi scrisă ca:

μL = (μ1+μ2+ . . . μn)L (5)

Dacă se aplică logaritm natural (ln) în ambele părți ale ecuației 3 și se rearanjează, rezultatul este:

μ = (μ1+μ2+ . . . μn) =ln (6)

Ecuația 6 arată că dacă sunt cunoscute intensitatea incidentă I0, intensitatea transmisă I și lungimea segmentului L, atunci suma coeficienților de atenuare de-a lungul căii fasciculului de raze X poate fi calculată.

Deoarece există n necunoscute (una pentru fiecare segment), fiecare valoare a coeficientului de atenuare nu poate fi determinată dintr-o singură ecuație. Teoria algebrică necesită existența a n ecuații independente pentru a obține soluții pentru cele n valori necunoscute ale lui μ. Pentru a obține n ecuații independente este necesară achiziționarea mai multor vederi; atunci devine posibilă adunarea unui număr suficient de date pentru rezolvarea ecuațiilor.

O comparație cu radiografia convențională arată că, deoarece în radiografie se face o singură măsurare, se poate obține numai o valoare medie a lui μ sau a sumei μL. Astfel, această informație este mai puțin detaliată decât informația de pe o imagine CT.

3.1. Procesul de reconstrucție

Pentru fiecare măsurare a atenuării fasciculului făcută în timpul unei scanări CT este generată ecuația 6; setul complet de ecuații trebuie apoi rezolvat pentru a obține valorile individuale ale lui μ pentru fiecare element. Deoarece în timpul unei scanări se obțin mii de masurări ale atenuării, mii de ecuații trebuie rezolvate simultan și necesitatea unor calculatoare de mare viteză devine evidentă.

Se va avea în vedere că L nu are legătură cu grosimea secțiunii (lungimea voxelului) și este ales pentru procesul de reconstrucție prin selectarea unei dimensiuni a matricei. Considerând că s-au făcut suficiente măsurări ale atenuării, imaginea poate fi reconstruită pentru orice dimensiune a matricei, fapt ce este estrem de important în alegerea oricărei valori pentru L. Lungimea voxelului este stabilită de colimația scanerului atunci când este selectată o lungime a secțiunii. Așadar, un element al imaginii (pixel) reprezintă coeficientul de atenuare (μ) al unui element de volum cu o lungime determinată de grosimea secțiunii, stabilită în timpul achiziției datelor și o arie de secțiune transversală cu o dimensiune laterală (L), stabilită la momentul reconstrucției.

Au fost concepute multiple metode pentru a rezolva setul de ecuații generate într-o scanare; cu toate acestea, majoritatea producătorilor au ales metoda proiecției retrograde filtrate, deoarece permite un timp de calcul scurt cu soluții relativ corecte. Această metodă presupune inversarea procesului de măsurare a datelor de proiecție pentru a reconstrui imaginea. Aceste date de proiecție sunt filtrate înainte de reconstrucție folosind diferite filtre:

filtre omogene pentru vizualizarea țesuturilor moi

filtre de acuratețe mai mare pentru imagini de înaltă rezoluție

Această metodă permite procesarea fiecărei sume de raze imediat după ce se obține în timp ce achiziția de date continuă pentru alte raze. Acest lucru permite ca imaginea finală să fie disponibilă pentru vizualizare aproape imediat după finalizarea procesului de scanare. Este important să se ințeleagă conceptele de bază ale procedurilor de reconstrucție, considerând că modul de aplicare afectează calitatea imaginii finale.

Metoda proiecției retrograde este o încercare de a aproxima soluția prin proiecția unei valori de atenuare uniforme de-a lungul căii razei, astfel încât atenuarea calculată de-a lungul razei să fie proporțională cu atenuarea măsurată. Aceste valori sunt apoi stocate în calculator pentru fiecare element implicat al matricei, iar procesul se repetă pentru fiecare sumă de raze a scanării. Fiecare element al matricei primește astfel o contribuție de la fiecare rază ce trece prin el. Pentru fiecare element prin care raza trece oblic este făcută o corecție a contribuției.

Imaginea finală este destul de neclară ca urmare a presupunerii că atenuarea fasciculului se produce uniform pe întregul traseu al razei. Această metodă tinde să aproximeze imaginea mai bine cu cât sunt obținute mai multe vederi. Cu toate acestea, indiferent de cât de multe vederi sunt obținute, efectul de estompare nu este niciodată eliminat. Prin urmare se utilizează o a doua procedură matematică, o operație de convoluție sau de filtrare.

Funcția de filtrare este o funcție complexă ce depinde de mai mulți parametri, inclusiv geometria tubului de raze X și sistemul de detectoare. Ea poate lua mai multe forme, în funcție de rezultatul dorit. De exemplu, o formă a funcției de filtrare ar putea evidenția marginile și astfel ar îmbunătăți claritatea imaginii, în timp ce o altă formă ar putea estompa marginile pentru o schimbare progresivă a densității.

Filtrul ce evidențiază marginile îmbunătățește rezoluția spațială dar scade simultan rezoluția densității.astfel, alegerea filtrului afectează calitatea imaginii, iar radiologul ar trebui să fie capabil să aleagă cel mai bun filtru pentru un anumit studiu.

Unii producători selectează automat filtrul pentru proceduri specifice în loc de a cere radiologului să aleagă.

4. Sistemul de afișare

Sistemul de afișare a imaginii include toate componentele necesare pentru a converti datele digitale furnizate de sistemul de reconstrucție în semnale electrice utilizate de monitorul CT (tub catodic) sau cu ecran plat (ecran cu cristale lichide), ceea ce permite o afișare grafică a numerelor CT individuale reprezentând valorile de atenuare pentru secțiuni specifice de anatomie. În plus, acest sistem include capacitatea de a afișa informațiile pacienților, protocolul de scanare și parametri de reconstrucție și oferă utilizatorilor o serie de indicatori grafici ce ajută în interpretarea imaginilor clinice.

Într-un corp de radiografiat diversitatea de densități structural posibile se întinde între densitatea aerului și cea a compactei osoase. S-a realizat astfel o scală de nuanțe de gri de la aproape negru (aerul) la aproape alb (compacta osoasă).

Densitățile au fost codificate în 2000 de nuanțe de gri, câte una pentru fiecare unitate convențională de densitate, între +1000 UH (unități Hounsfield, după numele celui care a construit primul sistem CT), cea mai mare densitate posibilă și –1000 UH, cea mai mică densitate posibilă în corpul uman; deci nuanțele de gri sunt egal distribute de o parte și de alta a unei valori medii reprezentată de valoarea zero a apei (0 UH). Fiecare organ are limite de densitate normală. În cazul rinichiului acestea sunt între 30-60 UH; urina are o densitate de maximum 30 UH iar grăsimea perirenală între –15 și –60 UH (tabelul II).

Tabel II. Densitățile diverselor țesuturi în CT

Grație reconstrucției planurilor anatomice de la nivele prestabilite, bazându-se pe diferențele de densitate, CT permite o explorare bună a retroperitoneului altfel greu de investigat. Se pot realiza secțiuni transversale standard, reconstrucții în diferite planuri: frontal, sagital, oblic dar și vizualizarea tridimensională a rinichiului. Capsula fibroasă care îi acoperă configurează rinichii la CT. Fascia renală se vede la CT mai ales dacă ea este îngroșată. Septurile de țesut conjunctiv dintre capsula renală și fascia renală subdivid spațiul perirenal în compartimente care pot fi vizualizate CT ca imagini lineare în grăsimea perirenală.

4.1. Afișare avansată

Reformatarea multiplanară

Deoarece un studiu convențional CT este format din mai multe imagini axiale continue și perpendiculare, imaginile în plan frontal sau sagital sunt posibile doar în cazul în care masa mobilă este înclinată sau pacientul este poziționat pentru a achiziționa imaginea în planul dorit. Această limitare a CT-ului poate fi depășită prin manipularea imaginii, denumită în mod obișnuit ca reformatare multiplanară.

În acest proces, datele de imagine sunt preluate din mai multe secțiuni axiale și sunt reformatate pentru a crea imagini. În acest mod de vizualizare utilizatorul definește numărul de planuri de imagistică, poziția acestora, orientare, grosime și spațiere, iar imaginea reformatată este afișată în planul sagital, frontal sau oblic.

În direcția planului X-Y pixelul imaginii reformatate are aceeași lungime ca imaginea axială; în direcția Z, însă, lungimea pixelului este aceeași cu grosimea secțiunii. Deoarece în cele mai multe scanări lungimea pixelului este considerabil mai mică decât grosimea secțiunii, imaginea reformatată poate avea un aspect neobișnuit. Rezoluția este destul de bună într-o direcție, dar foarte slabă în alta. Această problemă poate fi remediată prin scanarea la o grosime mică a secțiunii, iar imaginea este cel mai bine îmbunătățită utilizând metoda CT-ul spiral tip multislice, acolo unde rezoluția longitudinală permite o grosime a secțiunii asemănătoare lungimii minime a pixelului în plan X-Y.

Scanarea în acest mod este denumită în mod obișnuit imagistică izotropică. Voxelii izotropi permit o vizualizare crescută a anatomiei unor forme complexe, forme ce nu se întind în mod liniar de-a lungul axei Z (axa pacientului).

4.2. Calitatea imaginii

Pentru a defini calitatea imaginii unui sistem CT mai multe măsurători cantitative sunt utilizate:

Rezoluția spațială

Rezoluția spațială se măsoară prin capacitatea unui sistem CT de a distinge două obiecte mici cu contrast ridicat situate foarte aproape unul de celălalt. O rezoluția spațială optimă este necesară pentru evaluarea zonelor anatomice cu contrast ridicat, cum ar fi urechea internă, orbitele, sinusurile și structurile osoase, datorită formelor lor complicate.

Rezoluția de contrast sau de densitate

Al doilea factor major ce afectează capacitatea unui scaner de a descrie cu acuratețe o zonă anatomică este rezoluția de contrast, sau capacitatea de a diferenția coeficienții de atenuare a unor zone adiacente de țesut. Deoarece majoritatea țesuturilor moi au densități ce sunt aproape identice, de obicei diferențierea variației de câteva procente sau mai puțin sunt luate în calcul.

Doza de iradiere a pacientului

Cantitatea de radiații pe care un pacient o primește în timpul unui examen CT este o funcție ce depinde de mai mulți parametri. Doza poate varia considerabil de la scaner la scaner și de la imagine la imagine, în funcție de ceea ce este cerut de radiolog.

În concluzie, compromisul dintre rezoluția spațială, rezoluția de contrast și doza de iradiere a suferit un proces de optimizare de la începutul anilor 1980. Pentru a obține o rezoluție cu contrast redus mai bună pentru o rezoluție spațială dată, doza de iradiere a pacientului trebuie să crească. Pentru a obține o rezoluție de contrast mai mare, menținând în același timp doza pacientului, rezoluția spațială trebuie să scadă. Pe scurt, înainte de sfârșitul anilor 1980, legile fundamentale ale fizicii împiedicau apariția îmbunătățirilor semnificative în CT fără a crește doza de iradiere a pacientului.

Apariția CT-ului spiral și a CT-ului spiral tip multislice nu a modificat acești factori de limitare; cu toate acestea, permițând îmbunătățiri radicale în rezoluția spațială în axa Z, CT-ul multislice îmbunătățește imagistica structurilor anatomice submilimetrice sau a structurilor patologice.

Tehnici de scanare rapidă (în mai puțin de o secundă) cu o acoperire rapidă de volum permit folosirea unor noi metode imagistice funcționale. În cele din urmă, dezvoltarea rapidă a tehnologiei calculatoarelor le permite radiologilor să folosească noi metode imagistice 3D sau 4D, trecând sistemul CT de la un sistem 2D ce analizează doar anatomia pacienților la un sistem 3D ce poate oferi informații anatomice, precum și funcționale.

5. Principii de bază ale angiografiei

O angiografie este o imagine a vaselor de sânge obținută cu ajutorul razelor X. Aceasta este realizată pentru a evalua diferite patologii vasculare, precum un anevrism (dilatarea unui vas de sânge), o stenoză (îngustarea unui vas de sânge) sau un blocaj.

O angiografie renală are ca scop vizualizarea vaselor de sânge ale rinichilor și poate fi folosită pentru a evalua fluxul sanguin renal.

Sistemul angio-CT folosește un scaner CT pentru a obține imagini detaliate ale vaselor de sânge în diferite părți ale corpului. O pompă automată va injecta substanța de contrast cu o viteză controlată într-o venă de la nivelul brațului. O cantitate mică de substanță poate fi injectată inițial pentru a determina cât timp trece pentru a ajunge la nivelul organului ce urmează a fi evaluat.

Apoi se realizează o scanare CT în timp ce substanța de contrast circulă prin vasele de sânge la diferite organe ale corpului. După scanare, imaginile vor fi procesate cu ajutorul unui calculator, apoi revizuite în diferite planuri și proiecții. Aceste imagini arată structurile și eventualele anomalii ale vaselor arteriale, venoase și capilare și evaluează fluxul de sânge în rinichi.

Beneficiile acestei proceduri

este capabilă să detecteze îngustări sau obstrucții ale vaselor de sânge;

poate da detalii anatomice mai precise decât imagistica prin rezonanță magnetică, în special în cazul vaselor mici;

poate elimina nevoia de operațieș dacă intervenția chirurgicală rămâne totuși necesară, aceasta poate fi făcută mai precis;

în comparație cu angiografia prin cateterism, care presupune introducerea unui cateter în artera femurală la nivelul regiunii inghinale și injectarea substanței de contrast (ce poate necesita sedarea sau anestezie generală), tehnica angio-CT este mai rapidă, non-invazivă și prezintă mai puține complicații.

Eventualele riscuri ale acestei proceduri

Majoritatea pacienților nu prezintă reacții adverse în urma procedurii.

dacă pacientul are un istoric de reacții alergice la substanța de contrast, specialistul poate recomanda administrarea unui antiinflamator steriod cu câteva ore înainte de procedură, pentru a reduce șansele apariției unei reacții alergice;

la pacienții cu risc de insuficiență renală sau care au deja funcția renală la limită, administrarea de substanță de contrast pe bază de iod poate deteriora activitatea renală;

există un risc foarte scăzut de cancer în urma expunerilor repetate la radiații; cu toate acestea, beneficiile unui diagnostic corect depășesc cu mult riscurile;

riscul unei reacții alergice severe la substanța de contrast pe bază de iod este extrem de redus, dar spitalele sunt dotate pentru a face față unui asemenea incident.

Procedura ar trebui evitată la pacienții ce au un istoric de reacții alergice severe la substanța de contrast, afecțiuni renale sau diabet avansat, deoarece substanța de contrast bogată în iod le poate fi dăunătoare.

Noțiuni de anatomie radiologică

Rinichii sunt organe primitiv retroperitoneale, având rapoarte cranial cu glandele suprarenale, posterior cu pilierii diafragmatici și cu mușchiul pătrat lombar, iar anterior cu ficatul (dreapta), respectiv splina (stânga). Medial de rinichi se găsesc mușchii psoas, despărțiți de aceștia prin grăsimea spațiului perirenal. Pediculul vascular renal conține vena anterior și artera posterior, aceasta din urmă având în hil un ram prepielic și un ram retropielic. Vena renală stângă este mai lungă decât cea dreaptă, trecând printre aortă și artera mezenterică superioară (pensa aorto-mezenterică), raport evidențiabil prin ecografie, CT sau IRM.

Spațiul perirenal, cuprins între capsula renală și fascia perirenală, conține o cantitate variabilă de grăsime, ușor de identificat pe secțiunile CT datorită densității specifice negative. Acest spațiu este evidențiabil și pe radiografia reno-vezicală simplă sau urografia intravenoasă (UIV) prin existența unei benzi transparente înguste între marginea medială a rinichiului și mușchiul psoas. Spațiul perirenal este închis cranial și lateral. Medial este limitat de către aortă și vena cavă inferioară, astfel încât nu există comunicare stânga-dreapta. Fascia perirenală delimitează posterior spațiul pararenal anterior, în care se găsesc pancreasul, duodenul, colonul ascendent și descendent. Acest spațiu este delimitat ventral de peritoneul parietal posterior. Spațiul pararenal anterior comunică în porțiunea caudală cu spațiul pararenal posterior, ceea ce explică extensia proceselor inflamatorii, în special pancreatice, dinspre anterior spre posterior.

Poziția normală a rinichilor este între platoul superior al vertebrei T12 și platoul inferior al vertebrei L3, putând exista variații datorate mobilității respiratorii sau ortostatice.

Orientarea rinichilor este oblică în toate planurile. În plan frontal, axul longitudinal converge spre vertebra T10, polii inferiori renali fiind mai depărtați decât cei superiori, lucru ușor de evidențiat pe RRVS și UIV. În plan sagital, datorită așezării pe mușchii psoas, polii inferiori sunt mai depărtați de peretele posterior al lombei, față de cei superiori. Secțiunile axiale (transversale) utilizate in CT evidențiază orientarea anterioară a hilurilor renale.

Dimensiunile rinichilor variază în intervalele 8-12 cm longitudinal, 6-7 cm transversal și 3-4 cm antero-posterior, putând fi măsurate prin orice metodă imagistică.

Contururile renale sunt netede la adult, convexe lateral și ușor concave în regiunea hilurilor. La copilul sub 5 ani contururile normale sunt ușor policiclice datorită persistenței lobulației fetale.

Parenchimul renal normal are în mod normal o structură omogenă la adult, hipoecogenă ecografic și hipodensă la CT, comparativ cu cea a parenchimului hepatic sau splenic. La copii și tineri se pot evidenția zone hipoecogene, triunghiulare, corespunzătoare piramidelor renale. Sinusul renal este hiperecogen datorită multiplelor interfețe de la acest nivel (vase, cale excretorie, grăsime). Vizualizarea arterelor arcuate marchează ecografic limita între corticală și medulară. În mod normal, sistemul pielo-caliceal și ureterul nu se vizualizează ecografic.

Pe RRVS structura se apreciază prin intermediul intensității umbrei renale, care este omogenă, comparabilă ca intensitate cu a mușchiului psoas. Pe secțiunile CT fără substanță de contrast densitatea parenchimului renal este omogenă, cuprinsă între 40-60 UH (unități convenționale de densitate). Secțiunile IRM pot în plus diferenția corticala de medulară fără substanță de contrast.

Căile excretorii includ sistemul pielo-caliceal, ureterele, vezica urinară și uretra. Cu excepția vezicii urinare, acestea pot fi examinate în mod normal doar prin investigații cu substanță de contrast iodată.

Variante anatomice ale pediculului renal – aspecte angio-CT

PARTEA SPECIALĂ