V části Interakce rentgenového a gama záření s prostředím bylo uvedeno, že pod pojmem zeslabení (atenuace) svazku záření gama se rozumí úbytek fotonů v důsledku jejich absorpce fotoefektem a Comptonovým rozptylem. Zeslabení a jeho korekce se při SPECT a PET vyznačuje určitými odlišnostmi.

Zeslabení při SPECT je vysvětleno na příkladě záření gama ^99mTc s energií 140 keV. Předpokládejme, že zdroj záření se nachází v trupu pacienta v hloubce 15 cm, hustota toku emitovaných fotonů je φ₀, v důsledku zeslabení je  φ. Pak pro poměr těchto veličin platí φ/φ₀ = e^{- µ₁₄₀.d} = 0,15 , kde µ₁₄₀ je lineární součinitel zeslabení záření gama s energií 140 keV, význam symbolu  d  je patrný z obrázku. Tedy jen  ~ 15 % emitovaných fotonů je registrováno, svazek se zeslabí o 85 %. Zeslabení fotonů při SPECT záleží na hloubce, v níž se zářič nachází a na energii emitovaného záření gama.

Zeslabení při PET - fotony anihilačního záření s energií 511 keV jsou ve tkáni zeslabovány podstatně více než fotony s energií 140 keV, protože jejich pár musí projít celým trupem pacienta; platí vztah: φ/φ₀ = e^{- µ₅₁₁.d₁}.e^{- µ₅₁₁.d₂} = e^{- µ₅₁₁(d₁ + d₂)} = 0,06 , kde µ₅₁₁ je lineární součinitel zeslabení aníhilačního záření 511 keV. U typického pacienta je tedy registrováno jen 6 % emitovaných párů anihilačního záření.

Zeslabení anihilačního záření je podstatně větší než v případě záření využívaného pro SPECT. Zeslabení fotonů je nezávislé na poloze PET zářiče ve tkáni. Z toho vyplývá, že korekce na atenuaci v případě PET obrazů může být provedena mnohem přesněji než při zobrazování SPECT.

Zdroj pozitronového záření (na obrázku vyznačený žlutě) se nachází v těle v různých hloubkách, součet drah anihilačních fotonů je vždy roven tlouštce L. I když je zdroj umístěn mimo tělo, dráha fotonů ve tkáni je rovna L.

Na tomto obrázku jsou znázorněny dráhy anihilačních fotonů (linie odezvy) probíhající tangenciálně v blízkosti povrchu těla pacienta; atenuace takových fotonů je malá. V důsledku toho je okraj na zeslabení nekorigovaného PET obrazu těla velmi světlý (zdánlivě vykazuje vysokou akumulaci radiofarmaka) - viz. obrázek níže.

Na obrázku je ilustrován vliv aplikace korekce na zeslabení během rekonstrukce. Vlevo je obraz pacienta získaný rekonstrukcí bez korekce na zeslabení - v souladu s výše uvedeným vykazují povrchové partie těla falešnou vyšší objemovou aktivitu radiofarmaka. Prostřední obrázek je PET obraz získaný s použitím korekce na zeslabení. Je zde jasně patrný úbytek zobrazené povrchové aktivity a nárůst aktivity radiofarmaka v hlubších strukturách těla. Teprve tento obraz odpovídá skutečnému rozložení radiofarmaka v tkáních pacienta. Vpravo je CT obraz odpovídající svou polohou oběma PET obrazům. Korekce na zeslabení je provedena s použitím mapy koeficientů zeslabení získaných pomocí CT.

Stejným způsobem jako u pacientů, tedy nárůstem zobrazované aktivity radiofarmaka na povrchu, se neprovedení korekce na zeslabení projeví na PET obraze cylindrického fantomu naplněného homogenním roztokem radiofarmaka (vlevo). Díky homogennímu rozložení aktivity a menšímu průměru fantomu v porovnání s lidským tělem se zde tento efekt projeví velmi výrazně. Prostřední obraz získaný po korekci na zeslabení s pomocí CT (vpravo) dokazuje, že aktivita radiofarmaka je ve fantomu skutečně rozložena rovnoměrně v celém jeho objemu.

Changova metoda – nejstarší a poměrně jednoduchá, používaná při SPECT, předpokládá stejnoměrné zeslabení v pacientovi, tj. homogenní tkáň se stejným součinitelem zeslabení  µ záření gama u daného radionuklidu. Je poměrně vyhovující při SPECT mozku. Při vyšetřeních v oblasti hrudníku a břicha však zcela selhává, neboť nebere v úvahu velmi rozdílné a nehomogenní hustoty jednotlivých tkání (kost, plíce, játra, ...).

Metody založené na aplikaci externích zdrojů jsou používány při SPECT i PET ke zhotovení regionálních map zeslabení, tj. map lineárního součinitele zeslabení µ, pomocí nichž se provede korekce.

• Radionuklidové zdroje - při SPECT je jako externí zdroj vhodný ¹⁵³Gd emitující záření gama s energií 100 keV. Při PET je obvyklý ⁶⁸Ge/⁶⁸Ga (511 keV) nebo ¹³⁷Cs (661 keV). Nevýhodou radionuklidových zdrojů je, že mapy regionálního zeslabení trpí nepříliš vyhovující statistikou, vyšším šumem a nízkým kontrastem obrazu. Metody pomocí radionuklidových zdrojů se postupně opouští, dává se přednost CT přístrojům.

• CT přístroje produkující rentgenové záření s energií 30 až 140 keV. Zásadní výhodou je skutečnost, že rentgenka je intenzívním zdrojem fotonů – hustota toku fotonů  φ  je o několik řádu vyšší než u radionuklidových zdrojů. Výhodou je tedy výborná statistika, obraz je téměř bez šumu, s vysokým kontrastem. Pro korekci na zeslabení slouží tzv. nízkodávkové CT přístroje s rentgenkou o nastaveném malém proudu do 10 – 30 mA, které dovolují získat obrazy postačující nejen pro korekci na zeslabení, ale také pro anatomickou korelaci při vyšetřování pomocí přístrojů SPECT/CT a PET/CT. Časté je též použití plnohodnotných diagnostických CT, kdy je během jednoho SPECT/CT či PET/CT provedeno vyšetření funkční i anatomické.

  
  

Zásadním krokem při korekci na zeslabení prováděnou pomocí CT přístroje je převod CT čísel v Hounsfieldových jednotkách (HU) na hodnoty lineárního součinitele zeslabení pro různé tkáně µ_tkáň na základě vztahu

       CT číslo (HU) = 1000(µ_tkáň – µ_voda)/µ_voda

Jelikož hodnoty zeslabení jsou energeticky závislé, faktory pro korekci na zeslabení odvozené z CT obrazu při střední energii fotonů 70 keV musí být přepočteny na energii anihilačních fotonů 511 keV. Energie fotonů CT 70 keV přibližně představuje střední energii fotonů rentgenového záření se spojitým spektrem.

K přepočtu se používá bilineární funkce transformující hodnoty zeslabení nad a pod dále uvedeným prahem pomocí různých faktorů. Kromě kostí vykazuje složení biologické tkáně malé změny efektivního atomového čísla a může být dobře reprezentováno směsí vzduchu a vody. Jelikož kosti obsahují vápník a fosfor, je nutný rozdílný přepočítávací faktor předpokládající, že se jedná o směs vody a kortikální kosti. Ukazuje se, že zlom funkce nastává přibližně při hodnotě 100 HU. Přepočtené CT obrazy  jsou pak interpolovány z rozlišovací schopnosti CT na rozlišení PET a faktory pro korekci na zeslabení se vytvářejí opětnou projekcí interpolovaných obrazů.

Ke zvýšení hodnot zeslabení a zviditelnění cév se používají jodové kontrastní látky, které zvyšují absorpci záření fotoefektem ve srovnání s krví – jedná se o 40 % změnu zeslabení. Protože při energii záření 511 keV je fotoefekt zastoupen málo, vliv přítomnosti kontrastní látky na zeslabení je nepatrný - pouze 2 %. Velké množství vyšetřených pacientů na PET/CT přístrojích svědčí o tom, že aplikace kontrastní látky obecně není problémem, který by potenciálně snižoval diagnostickou hodnotu CT obrazu. 

Na obrázku je uveden příklad korekce na zeslabení při zobrazování perfuze myokardu. Hodnoty koeficientů pro korekci na zeslabení při SPECT vyšetřeních jsou velmi rozdílné od koeficientů používaných při PET. Dále velmi závisejí na indexu tělesné hmotnosti pacienta (BMI). Demonstruje to graf převzatý z práce S. Grafa a spol. (Nuklearmedizin 2006, 45, 171 – 6) získaného při vyšetřování perfuze myokardu na souboru 21 pacientů, kteří byli vyšetřeni pomocí 720 MBq ^99mTc – MIBI a také pomocí 370 MBq ¹³N-amoniaku. Hodnoty korekčních koeficientů při SPECT byly měřeny pomocí radionuklidového zdroje ¹⁵³Gd, při PET pomocí ⁶⁸Ga.