Az angiográfiás készülék technikai sajátosságai
A RadiWiki wikiből
Az angiográfiás berendezés számos különbséget mutat egy hagyományos radiográfiai vagy átvilágító készülékhez képest, mivel az erek leképezése gyors filmváltást és/vagy folyamatos képrögzítést igényel. Ez utóbbi igényhez speciális generátor és röntgencső szükséges. Régebben az audiográfiás készülékekben speciális programok kontrollálták a filmek mozgását és továbbítását, hogy azok az erekben áramló kontrasztanyag helyzetét kövessék. Születtek olyan technikai megoldások is, melyek egyszerre két síkban is képesek voltak leképezni, így egyetlen kontrasztanyag bólussal is egyszerre vizsgálható volt két vetület. A koronária erek, illetve hemodinamikai vizsgálatokat régebben az ún. cineangiográfiás készülékekkel végezték. A kontrasztanyag befecskendezését az erre a célra kifejlesztett injektorokkal végzik.
GENERÁTOR
A kardiovascularis és intervencionális vizsgálatokat és beavatkozásokat ma már nagyteljesítményű és nagyfrekvenciás generátorok segítségével végzik. Ezek a generátorok akár 800-1500 mA-t képesek biztosítani és ezáltal lehetővé válik alacsonyabb kV beállítások alkalmazása, mely a kontrasztanyag és a környező szövetek közötti kontrasztot maximalizálja. A feszültségtartomány rendszerint az 50-100 kV tartományban van, a legtöbb angiográfiás vizsgálatnál pedig 70-80 kV-ot alkalmaznak. Ennél magasabb feszültségértékeket néhány speciális vizsgálatnál használnak, mint pl. az agyi erek nagyításos vizsgálata, ugyanakkor a végtagi erek ábrázolásához jóval alacsonyabb kV értékek is megfelelnek.
A nagyfrekvenciás vagy multifázisos generátorok igen rövid expozíciós időt is lehetővé tesznek, mely akár a ms tartományban lehet és ezáltal a cardiovascularis vizsgálatok is nagy pontossággal elvégezhetők. Az állandó feszültséget nyújtó nagyfrekvenciás generátorok előnye, hogy gyakorlatilag homogén (foton energiájú) sugárzást nyújtanak, mely a beteg sugárterhelése miatt kedvező.
RÖNTGENCSŐ
Az angiográfiás készülékben alkalmazott röntgencső azért különbözik egy általános célú röntgencsőtől, mivel ebben jelentősen fokozott a hőtermelés és itt is fontos a jó felbontóképesség. Az angiográfiás vizsgálat során hosszú ideig a röntgenkészülék átvilágítás módban üzemel, valamint gyors, rövid expozíciós idejű felvételsorozatok készülnek, melyek során az anódban jelentős mennyiségű hő szabadul fel. Az anód rövid ideig tartó maximális hőterhelését rövid távú hőterhelési képességnek hívjuk, míg folyamatos használat esetén ezt folyamatos hőterhelési képességnek nevezzük.
Egy röntgencső rövid távú maximális hőterhelése általában 15-50 kW között változik, a folyamatos hőterhelési képessége pedig kb. 300 kW. Ezek az adatok egy hagyományos angiográfiás röntgencsőre érvényesek, melyekben 11o-os anódszögű wolfram-rénium-molibdén ötvözetű anód van. Speciálisan épített angiográfiás röntgencsövek ennél nagyobb, 40-85 kW rövid távú és 750 kW folyamatos hőterhelési képességgel is rendelkezhetnek. Az anódon felszabaduló hőt az alábbi módon számolhatjuk ki:
HU = kVp • mA • s • c • expozíciók száma ahol: HU = hőegység kVp = maximális csőfeszültség mA = áramerősség s = expozíciós idő c = egyenirányítási konstans (1 fázisnál = 1, 3 fázisnál = 1,35, stb.)
Korábban az angiográfiás röntgencső terhelhetőségét ún. cső besorolási táblázatokban adták meg, melyet egy-egy vizsgálati protokoll kialakításánál a radiográfusnak figyelembe kellett venni. Ma már a készülékekben az anód, illetve a röntgencső hőterhelését a vezérlő- elektronika folyamatosan kontrollálja. A röntgencső hőterhelését számos tényező befolyásolja, úgy mint a fókuszpont mérete, anódszög, az anód forgási sebessége és a nagyfeszültség karaktere. Nagy fókuszpont, nagy anódszög és nagy forgási sebességű anódok nagyobb hőterhelést tesznek lehetővé, ugyanakkor a nagy fókuszpont az angiográfiás vizsgálatok során nem mindig megengedhető, illetve előnyös. Ennek oka, hogy a nagy fókuszpont csökkenti a felbontóképességet, ugyanakkor a nagyobb felbontás érdekében használt kis fókuszpontnál nemcsak az anód hőterhelése nő, hanem a maximális mezőméret (FOV) is kisebb lesz. Egy kisebb anódszögnél az anódsarok effektus is szembetűnőbbé válik. Rutinvizsgálatoknál az angiográfiás csövekben 0,6-1,2 mm-es fókuszpontot használnak, míg nagyításos felvételeknél 0,3 mm vagy ennél kisebb fókuszpont alkalmazása szükséges.
AZ ANGIOGRÁFIÁS KÉSZÜLÉK
Az angiográfiás berendezésben a röntgencső és a képerősítő egymással szemben C-karon rögzítve helyezkednek el, emellett az asztalban helyezik el a lapfilmváltót, de ma már digitális szubsztrakciós angiográfiánál a digitális detektort. A vizsgáló személyzet a vizsgáló helyiségben a fluoroszkópiás és pillanatfelvételeket a dedikált monitorokon tekinthetik meg. A C-kar a tér bármely irányában elmozdítható, melynek segítségével döntött és ferde felvételek készíthetők a páciens mozgatása nélkül.
A vizsgálóasztal annyiban különleges, hogy szintén bármely irányban szabadon elmozdítható, melyet az asztalhoz szerelt manuális vezérlőszerkezet segítségével lehet elvégezni. Az agyi angiográfiás asztalok fejvégi része elkeskenyedik. Az angiográfiás asztalokhoz rendszerint egy kartámasz csatlakoztatható, mely biztosítja a szükséges gyógyszerek, infúziók beadásának biztonságát.
Az asztal alacsony attenuációs tulajdonságú, rendszerint szénszálas műanyagból készül. Az alacsony attenuáció sugárvédelmi szempontból is fontos szempont. Az angiográfiás asztal mozgatását sorozatfelvételek készítésénél egy ún. léptetőkészülék végzi, melynek alkalmazása elsősorban az alsó végtag érstruktúráinak vizsgálatánál elengedhetetlen. Az asztalléptetés teszi lehetővé, hogy a kontrasztbólus haladásával „lépést tartsunk” a medencétől a lábfejekig. Természetesen az egyes anatómiai részeknél különböző technikai faktorok beállítása szükséges, gondoljunk csak a medence és az alsó lábszár szövet-vastagsága közötti különbségre.
A DIGITÁLIS SZUBSZTRAKCIÓS ANGIOGRÁFIA (DSA)
A digitális szubsztrakciós angiográfia (DSA) a 70-es évek fejlesztésének eredménye, melynek eredményeképpen az érrendszer vizsgálati lehetőségei jelentős mértékben javultak. A DSA készülékek eredetileg nagyban hasonlítottak az előző angiográfiás készülékekhez, ugyanakkor a videokamerából származó analóg jelet digitalizálták és ezáltal lehetővé vált a kép számítógépes rögzítése és feldolgozása. A mai modern DSA készülékek flat-panel detektorokkal rendelkeznek, így a képrögzítés is már digitálisan történik. Mivel jelenleg még számos intézményben „hagyományos” DSA készülék működik, ezért néhány fontos, ezekre jellemző, illetve általános működési sajátságot tárgyalunk.
A hagyományos DSA készülék részei hasonlóak a fluoroszkópiás készülék részeihez, azaz megtaláljuk benne a röntgencsövet, a vizsgálóasztalt, a képerősítőcsövet, a blendét, valamint a videokamerát és megjelenítőrendszert. A legtöbb videokamera által készített kép a céltárgyat 625 vízszintes sorból álló rasztermintázatban pásztázza végig másodpercenként 25-ször (minden teljes TV-képhez 40 ms-ra van szükség). A sorok végén az elektronnyaláb visszatér a következő sor elejére, hogy azt is végigpásztázza stb. A TV-kép előállításához részletesen lásd a Monitorok fejezetet.
Jel-zaj viszony
A videokamera elektronnyalábjának minden horizontális pásztázása során gyorsan változó feszültségjel keletkezik, amikor a nyaláb különböző intenzitású képpontokon halad át, melyet a kamera céltárgyán lévő töltésmintázat reprezentál. Ezt a feszültségváltozást egyrészt az információt hordozó jel (pl. a jód az artériában), másrészt a nem kívánatos elektromos zaj (kvantum és video zaj) okozza. Ezek közül előbbi lényeges és fontos, az utóbbi nem kívánatos.
A kamera jellemző tulajdonsága a sávszélesség, mely alatt azon képességét értjük, hogy milyen gyorsan képes a feszültséget a röntgen fotonok számára „átlátszó” és kevésbé „átlátszó” struktúrák határvonalán változtatni. A sávszélességet a MHz mértékegységgel szokták jellemezni (1 MHz = 1,000000 ciklus/sec). A gyorsan változó feszültségjel Fourier-sora több felharmonikust tartalmaz, mint a lassan változóé. A nagyon kisméretű erek megjelenítéséhez nagy sávszélességre van szükség, azaz ilyen esetben jobb a rendszer térbeli felbontóképessége, mint kisebb sávszélesség alkalmazása esetén. Túl nagy sávszélesség esetén azonban a kamera túlérzékennyé válik, így minden egyes kvantum- vagy videozajt is detektál, ami rontja a jel-zaj arányt és ennek következtében a képminőség romlását eredményezi. A sávszélesség megválasztásánál tehát kompromisszumot kell találni a jel-zaj arány és a felbontóképesség szempontjából (68. ábra).
68. ábra
A sávszélesség hatása a leképezés minőségére. Az ábrán demonstrált példában három téglalapból álló objektumot pásztáz végig a kamera, amely a képerősítőn megjelenik. A három videojel közül a felső az ideális feszültségmintát ábrázolja, a középső a túl alacsony sávszélesség esetén jelentkező alacsony képi zaj melletti rosszabb felbontást, míg az alsó a túl nagy sávszélesség melletti igen jó felbontást mutatja be, amely az éles határéleken jelentkezik, azonban a nagy rendszerérzékenység miatt a kép is zajos. Következésképpen a jel-zaj arány tehát fordítottan arányos a video sávszélességgel, amint az a 69. ábrán látható.
69. ábra
A jel-zaj viszony és a sávszélesség összefüggése.
A video jel ezután analóg-digitális átalakítóba (ADC) kerül. Az ADC a pásztázó elektronnyalábból érkező analóg jelet bizonyos időközönként mintavételezi és minden mintavételezési pontnál az analóg feszültségszintet binárisan kódolja. A DSA rendszerekben használatos analóg-digitális átalakítóknál legalább 8 bites vagy lehetőleg 10 bites kódolásra van szükség. Az n biten binárisan kódolható értékek száma 2n, ennek megfelelően 8 bit esetén minden mintavételezett értékhez 28=256, 10 bit esetén 210 = 1024 diszkrét érték valamelyike rendelhető.
A pásztázási vonalakon vételezett minták száma meghatározza a soronként megjeleníthető horizontális pixelek számát a képmátrixban, ezért a DSA rendszer vízszintes felbontását legnagyobb mértékben az analóg digitális átalakítók mintavételezési frekvenciája és a video sávszélesség határozza meg. A függőleges felbontást a videopásztázás vízszintes rasztersorainak száma határozza meg. A legtöbb DSA rendszer 5 MHz-es sávszélességgel és 625 sorral működik, míg az analóg-digitális átalakító soronként 512 mintavételezést végez. A pixeleknek specifikus helyük van a képi processzor memóriájában. Az analóg videojel digitalizálása megtörtént, a digitális információ a memória megfelelő helyére kerül és így a szubtrakció, a kontrasztnövelés vagy más különféle képfeldolgozási folyamat kivitelezhetővé válik.
Mivel a röntgensugárzás a vizsgált testben a távolság függvényében exponenciálisan gyengül, ezért a legtöbb DSA rendszer gondoskodik a videojel logaritmikus feldolgozásának valamilyen formájáról azért, hogy a változó szövetvastagságot kompenzálja. A logaritmikus erősítő az erősítést a jel intenzitásának logaritmusával fordított arányban végzi. Ennek az lesz az eredménye, hogy a kontrasztanyaggal kitöltött artériák képi megjelenése azonos lesz, függetlenül az őket körülvevő lágyrészek vastagságától.
A DSA képalkotás egyik fontos aspektusa, hogy az intravénásan beadott kontrasztanyag felhígul, ezért az ebből származó fotoelektromos abszorpció nem túl hatékony. Ahhoz, hogy jó diagnosztikus értékű képek készülhessenek, a zajszintet a lehetséges minimumra kell csökkenteni. Ennek egyik lehetséges módja, hogy nagyobb fotonsűrűséget alkalmazunk, mint a standard fluoroszkópiás vizsgálat során. Ennek viszont az a következménye, hogy a beteg sugárterhelése nagyobb lesz. Egy képkocka készítése során a fluoroszkópiában 2-4 mikrorad dózist jelent, míg 1 kocka DSA kép 1000 mrad dózist is jelenthet. Ez a jelentős dózisbeli különbség a mA beállításban is megjelenik: 1-3 mA az átlagos fluoroszkópiánál, 200-1300 mA a DSA vizsgálatnál. A kontrasztanyag hígulását csökkenthetjük, ha a kontrasztanyagot a vizsgálni kívánt érszakaszhoz minél közelebb adjuk be.
Képkocka integráció (összegzés)
Kiderült, hogy a régebbi videokamerák rossz jel-zaj aránya miatt jó minőségű DSA képeket nem lehetett elérni egy-egy TV-képkockát használva, mert túl sok képi zaj volt jelen. Ehelyett szükségessé vált a képkockák integrációjának vagy átlagolásának használata (jellemzően 2-8), hogy az effektív jel-zaj arány javuljon. Az „n” db képkocka integrációjából a jel-zaj arány gyök√n-nel arányosan javul.
A képkocka integráció megfontolandó módszer lehet arra, hogy a bejövő információt súlyozzuk, így növelve a szükséges jeleket a fölöslegesek rovására. A képkocka integráció legnagyobb hátránya, hogy hosszú expozíciós időt (150-500 ms) igényel. Ez a mozgási melléktermékek jelentkezésében nyilvánul meg, különösen a pulzáló nagy áramlási sebességű erek esetén. Másik hátránya, hogy az expozíció megkezdése után néhány kép elveszik, amíg a videojelet stabilizáljuk, ami növeli a beteg expozícióját és a cső terhelését.
Szekvenciális video szkennelés pulzáló sugárzással
A régebbi DSA kamerák váltott soros (interlaced) letapogatást végeztek, mára a legtöbb gyártó bevezette a szekvenciális vagy progresszív letapogatást rövid ideig tartó, pulzusszerű sugárexpozíció után. Ezzel a TV-kép készítési technikával rövid, de intenzív sugárnyaláb (10-100 ms) készít képet az erősítőn, ami aztán leképeződik a kamera céltárgyán. A generátor ekkor kikapcsol, de a „kép” tovább tárolódik a céltárgyon, egészen addig, amíg a pásztázó elektronnyaláb nem semlegesíti a töltést. A céltárgy pásztázása a generátor kikapcsolásakor kezdődik. A váltott soros letapogatási módszer helyett a szekvenciális módszernél mind a 625 sort egymás után 1/25 s alatt pásztázza végig az elektronnyaláb, így áll össze egy teljes kép. A módszer következtében létrejövő dózisterhelés a képkocka integrációhoz hasonló.
A pulzus-szekvenciális szkennelésnek több előnye van, melyek közül legfontosabb az expozíciós idő jelentős rövidülése. Ez csökkenti a mozgásból származó problémát, ami a képkocka integrációnál jelentkezik. Mivel a video jel stabilizálására vissza nem vesznek el képkockák, az optimális dózis hatékonyság elérhető. A pulzus-szekvenciális módszer jelentősen megváltoztatja a rendszer követelményeket. Integráció nélkül a képek általában zajosabbak, emiatt jobb jel-zaj arányú kamerára van szükség. Az alacsonyabb expozíciós idő nagyobb áramerősség értéket tesz szükségessé, emiatt azonban erősebb generátorra és röntgencsőre van szükség.
Képerősítő és mátrix méretek
A képerősítők vizsgálati mezője a képerősítőcső átmérőjétől függ, mely az évek alatt egyre nagyobb lett, hiszen a hasi, medencei és alsó végtag vizsgálatoknál viszonylag nagy területek együttes ábrázolására volt szükség. Így a mai képerősítőkben már 40 cm átmérőjű képerősítőcsöveket alkalmaznak és a szükséges térbeli felbontás elérése miatt a képmátrix mérete is az évek alatt növekedett. A mai készülékekben már 1024 x 1024-es mátrixot használnak, mely a nagy képméret mellett is jó felbontást ad.
A nagyobb pixelszám eléréséhez a kamera rasztersorainak számát is duplájára kellett növelni. Nehézséget okoz azonban, hogy – mivel négyszer annyi pixelt kellett megjeleníteni – nagyobb video sávszélességre és analóg-digitális mintavételezési frekvenciára van szükség. Mint azonban azt korábban említettük, a nagyobb sávszélesség rontja a jel-zaj arányt. A megoldást a lassú pásztázású kamerák jelentik, amelyben az elektronnyaláb alacsonyabb sebességgel pásztázza végig a céltárgyon rögzült töltés-térképet. Így a sávszélességet és a mintavételezési frekvenciát sem kell növelni, a jel-zaj arány kezelhető marad, azonban csak 2-3 kép készíthető másodpercenként, valamint a négyszeresére növekedett információmennyiség is rontja a helyzetet.
Re-regisztráció (pixel eltolás)
A klinikai DSA képalkotás problémája, hogy nehezen lehet minden anatómiai struktúrát egzakt módon egymásra illeszteni a maszk- és a kontraszt képen, amely például nyelésből, perisztaltikából vagy más típusú akaratlagos vagy nem akaratlagos mozgásból származik a maszk- és a kontraszt kép elkészítése közötti néhány másodpercben. A probléma enyhítésére minden DSA rendszer lehetővé teszi a remaszkolást – egy alternatív maszk-kép kiválasztását, rendszerint a filmezési szekvenciát követően időben közelebb a kontraszt-képhez. A re-regisztráció vagy pixel eltolás csökkentheti a kisebb mozgásból eredő képi műtermékeket. Ez egy szoftveres módosítás, amely lehetővé teszi a pixel információtartalmának eltolását függőlegesen vagy ferdén, mely a maszk és a kontrasztkép fedését javítja. Ekkor minden pixel a mellette lévő pixel korábbi értékét veszi fel. A klinikai tapasztalat szerint a fenti képfeldolgozási művelet sok esetben teszi lehetővé, hogy diagnosztikailag nem értékelhető képeket használhatóvá tegyünk és természetesen a beteg sugárterhelését is csökkenti. Nem szabad ugyanakkor elfelejteni, hogy minden képfeldolgozás maga is műtermékeket hozhat létre.
Hibrid szubsztrakció
A hibrid szubsztrakció a hagyományos időbeni (temporális) és a dupla energiával készült képek szubsztrakcióját jelenti. A dupla energiájú szubsztrakció arra az alapelvre épül, hogy a jód, a csont és a lágyrészek különböző mértékben nyelik el a röntgensugárzást alacsony és magas átlagos fotonenergia esetén (70. ábra). Egy tipikus 70 kV csőfeszültséggel készített DSA képkocka a kontrasztanyaggal feltöltött fázisban csont-, lágyrész-, gáz- és gyenge jódjelet tartalmaz. Ha néhány ms-mal később (pl. 50 ms) később újabb képet készítünk 130 kV csőfeszültséggel, akkor ez a kép ugyanazt az anatómiát mutatja, de a jód-jel 80%-os, a csont-jel 40%-os és a lágyrész-jel 25%-os csökkenéssel ábrázolódik a korábbi 70 kV-os képhez viszonyítva. A gáz mindkét csőfeszültségnél alig nyeli el a röntgensugárzást (gyakorlatilag 0 attenuáció), ezért a gáz-jel mindkét képen gyakorlatilag azonos erősségű lesz. Ha a processzor memóriában tárolt 130 kV-os képi információból kivonjuk a 70 kV-ost, a gáz éppen kioltja egymást, gyenge lágyrész-jel marad és jelentős csont- és jód-jelet kapunk. Ha egyszerű kivonás helyett a 130 kV-os képet először kb. 1,33-as faktorral súlyozzuk (ez esetben szorozzuk), a gyenge lágyrész-jelek szintén kiejtik egymást kivonáskor és „csak” csont- és jód-kép marad. A képfeldolgozásnak ez a fajtája segít csökkenteni az elnyelődésből és bélgáz-mozgásból származó műtermékeket. A csont-jeleket ezután standard temporálás szubsztrakcióval törlik a képről (a maszk képet kivonják a kontraszttal töltöttből), így csak a kívánt jód-jel marad.
70. ábra
A jód, a csont és az izom tömeggyengítési együtthatójának változása a foton energia függvényében.
Képél-fokozás
Az élfokozás egy másik szoftveres módszer, amely a kontraszttal teli erek széleit élesíti. A kép matematikailag kerül feldolgozásra, mégpedig úgy, hogy egy néhány pixelből álló „mag” (3-9 pixel élhosszúságú négyzet) pásztázza végig a képet és érzékeli a denzitás változását, amint az erek széleihez ér. Ha a pásztázási vonal mentén kiszámítjuk a denzitás térbeli eloszlásfüggvényének első deriváltjait, ez nagy kilengést mutat az erek falainál, ami megfelel a gyors denzitás-változásnak. A számítógép megnöveli azon pixelek értékét, ahol a változási sebesség a legnagyobb. Így az erek széleinél jól elhatárolt vonal képződik a diffúz szélek helyett (71. ábra). Ezzel a módszerrel a kép élesebb lesz és lehetővé teszi az ér átmérőjének és/vagy a sztenózis mértékének kvantifikálását. Az élfokozás azonban számítási műtermékeket okozhat, így a kép zajosabb lehet. Másrészt fennáll a lehetősége, hogy diagnosztikus információt veszítünk (pl. érfal irregulazitás, atherosclerosis miatt) az élesítés miatt.
71.ábra
A képél-fokozás elve.
3D DSA
A 3D DSA olyan szoftveres módszer, mely különböző szögből készült szubsztrakciós angiográfiás képekből egy 3D modellt épít és ez számítógépes munkaállomáson tovább nézhető és feldolgozható. A 3D modell előnye, hogy olyan vetületekből is megtekinthető, melyre a betegvizsgálat közben nem lenne lehetőség. A 3D DSA adatgyűjtés során a Gantry 200o-ot fordul másodpercenként 40o-os sebességgel, melynek során közel 50 képet gyűjt 512 x 512-es mátrixon (72. ábra).
72. ábra
A maszk sorozat.
Ezután a Gantry visszatér a kezdő pozícióba és a kontrasztanyag befecskendezése mellett az adatgyűjtés megismétlődik, a mai vizsgáló rendszerekben a szubsztrakciós kép gyakorlatilag azonos időben megjelenítésre kerül (73. ábra). Az érstruktúrák 3D DSA módszerrel történő ábrázolása során rendkívűl fontos a kontrasztanyag időzítése, valamint a kontrasztanyag haladásának megfelelő figyelembe vétele.
73. ábra
A kontrasztanyagos sorozat. A vizsgálat során nyert képsorozatokat általában dedikált számítógépes munkaállomások dolgozzák fel különböző algoritmusok és modellek segítségével (74-77.ábra).
74. ábra
SSD (Surface Shaded Dysplay). Ez az algoritmus egy megvilágítási hatást mimikál, melynek következtében az árnyékok különböző szürkeárnyalatokkal jelennek meg 3D hatást keltve.
75. ábra
MIP (Maximum Intensity Projection). Ez a módszer a legnagyobb értékű pixeleket jeleníti meg, ugyanakkor az anatómiai ábrázolásból hiányzik a perspektíva.
76. ábra
Virtuális endoszkópia. Ezzel a módszerrel az erek (luminális szervek) belsejét ábrázolják.
77. ábra
Volume rendering. Ebben az algoritmusban a rekonstruált modell áttetszővé tehető.
vissza a tartalomhoz: KÉPALKOTÁS ESZKÖZEI - avagy az orvosi képalkotás fizikája
