Akvizice dat

Pro vytvoření tomografického obrazu je nutné specifickým způsobem pořídit obrazy distribuce radiofarmaka v těle pacienta. V případě SPECT zobrazování je nutné pořídit planární projekce v různých úhlech okolo pacienta a takto získaná data převézt na sinogramy jednotlivých řezů. Akvizice PET dat probíhá přímo do jednotlivých sinogramů. Bližší popis způsobu vzniku planárních projekcí a sinogramů u SPECT zobrazení je možné nalézt zde a zde.

Vyzkoušet si, jak vypadají projekce různých předdefinovaných scén je možné s pomocí příslušné simulace (viz. níže). V předdefinovaných scénách leží vždy objekty výhradně ve třech vrstvách. Objekty jsou od sebe odlišeny barevně na základě jejich objemové aktivity (zelená = 25 jednotek aktivity, žlutá = 50 jednotek aktivity, modrá = 75 jednotek aktivity a červená = 100 jednotek aktivity). Rozdíly v aktivitách se projeví různou intenzitou sumačního obrazu (projekce) v různých úhlech. Zvláště zajímavá je volba projekčních úhlů v násobcích 45°.

V další simulaci lze zobrazit sinogram vybraných objektů. V simulaci lze zapnout šum v obraze a volbou doby akvizice lze ovlivňovat míru jeho vlivu na sinogram (potažmo výsledný obraz, což bude ukázáno později). Bez ohledu na velikost originální scény je ke snímání sinogramu vždy použito 128 detektorů (tedy matice 128x128 v případě, kdy by originální objekt byl trojrozměrný) a je snímáno v rozsahu 360°.

Simulaci tvorby projekcí je možné zobrazit i v samostatném panelu (zde).

Simulaci tvorby sinogramu lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

V případě SPECT zobrazování mají na kvalitu projekčních obrazů a samozřejmě i z nich vytvářených tomografických obrazů parametry použité při akvizici, jako jsou velikost akviziční obrazové matice, počet projekcí, časová délka akvizice jedné projekce a zoom. U PET zobrazování jsou získané informace ukládány přímo do sinogramů a volitelné parametry uvedené výše jsou použity až při rekonstrukci obrazu (s výjimkou časové délky jedné vyšetřovací pozice).

Nastavení šířky energetického okna je jedním z důležitých parametrů, který ovlivňuje kvalitu planárních projekcí. Okna jsou v klinické praxi volena symetricky okolo píku totální absorpce. Výjimkou je např. provádění korekce na rozptyl pomocí metody více energetických oken. V tomto případě je „hlavní okno“ nastaveno na pík totální absorpce a „rozptylová“ okna na část spektra obsahující rozptýlené záření. Okna je možné nastavit i asymetricky, což se však v běžné praxi nepoužívá. Energetická okna se nastavují v elektronickém zařízením nazývaném amplitudový analyzátor. Podrobnější informace o funkci amplitudového analyzátoru a způsobech nastavení oken při scintigrafii, scintilačním in-vivo a in-vitro vyšetření jsou uvedeny zde.

Vliv nastavení šířky energetického okna na získanou projekci lze vyzkoušet s použitím následující simulace. K jejímu vytvoření byl použit fantom typu Jaszczak s plnitelnými válcovými objekty různých rozměrů. Tělo fantomu bylo naplněno vodou, která sloužila jako rozptylující prostředí. Navíc bylo na fantom položeno ještě 10 centimetrů PMMA desek. Tyto překrývaly pouze aktivní zdroje. Tato sestava byla snímána detektorem scintilační kamery s LEHR kolimátorem z horního pohledu (což neodpovídá standardní tomografické projekci, která je snímána z boku). Akvizice byla vždy prováděna po stejně dlouhou dobu.

Na získaných obrazech je jasně pozorovatelný vliv zvětšující se šířky energetického okna – narůstá množství detekovaného rozptýleného záření, zdroje se stávají rozmazanější a roste pozadí v okolí zdrojů (je detekováno větší a větší množství rozptýleného záření). Toto se projevuje i na velikosti parametru SNR. S rozšiřujícím se oknem SNR klesá. Výjimku tvoří obraz při extrémně úzkém okně – 5 %. V tomto případě je sebraný počet impulzů malý a díky vysoké hladině šumu je i SNR menší než při „standardněji“ používaném nastavení 10 nebo spíše 15% šířce okna. S rostoucí šířkou okna se stále výrazněji zobrazuje nesymetricky uložených PMMA desek, resp. předěl mezi oblastí s a bez desek. Nepřekrytá část fantomu potom dává menší signál díky menšímu množství rozptýleného záření, které v ní vzniká.

Simulaci vlivu nastavení šířky energetického okna lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Velikost akviziční matice je úzce spojena s rozlišením a hladinou šumu v planárních projekcích a zrekonstruovaných obrazech. U systémů s fixní velikostí zorného pole, což je případ scintilačních kamer, dochází při zjemňování akviziční matice ke zmenšování velikosti pixelu. V důsledku tohoto jevu je systém schopen s rostoucím počtem pixelů obrazové matice zobrazovat jemnější struktury. Od určité velikosti pixelu však již nedochází k žádnému zlepšování kvality obrazu, protože ta začíná být ovlivňována již pouze rozlišovací schopností samotné scintilační kamery. Zde je celková rozlišovací schopnost závislá především na rozlišení kolimátoru. Přesto existuje jakási optimální velikost pixelu ve vztahu k prostorové rozlišovací schopnosti systému. Bude-li velikost pixelu větší než tato optimální hodnota daná vztahem d ≤ FWHM/3, potom může dojít ke zhoršení prostorového rozlišení a k výskytu dodatečných artefaktů. Pro objasnění této problematiky je možné využít následující simulaci (použitá rekonstrukční metoda – filtrovaná zpětná projekce). Simulace umožňuje měnit velikost rekonstrukční matice a rovněž umožňuje použití šumu.

Simulaci vlivu velikosti rekonstrukční matice lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Volba velikosti matice také ovlivňuje statistické (šumové) vlastnosti obrazů. Za předpokladu konstantního akvizičního času na jednu projekci dochází při volbě větší matice (menší pixely) k nárůstu šumu v obraze (zde).

Časová délka jedné projekce ovlivňuje statistickou kvalitu obrazu projekce (zde). V případě, že jsou všechny ostatní akviziční parametry konstantní, roste šum v obraze se zkracující se délkou akvizice. Při snaze zlepšit statistické parametry obrazů prodloužením délky akvizice však uživatelé naráží na to, že šum klesá s druhou odmocninou narůstajícího počtu impulzů. Zdvojnásobení doby akvizice tedy vede k pouze poklesu šumu.

Tomografické obrazy vznikají z planárních projekcí a jejich kvalita je tedy na kvalitě vstupních dat silně závislá. Charakter šumu v tomografických obrazech je však jiný než u planárních projekcí, neboť je ovlivněn použitou rekonstrukční metodou a jejím nastavením, a stanovení jeho míry je složitější než u obrazů planárních. K vytvoření představy o změně hladiny šumu v tomografickém obraze v závislosti na délce akvizice jedné projekce by měla posloužit následující simulace (použitá rekonstrukční metoda – filtrovaná zpětná projekce).

Simulaci vlivu časové délky jedné projekce lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Počet projekcí, které jsou nastřádány během akvizice, rovněž ovlivňuje rekonstruovaný obraz. V ideálním případě je volen takový počet projekcí, aby na okrajích zorného pole nebyla jejich vzdálenost větší než zvolená velikost pixelu matice. Je-li tedy D průměr zorného pole, a d je velikost pixelu, potom by počet projekcí měl být . Menší počet projekcí vede ke vzniku specifických artefaktů – paprskovitý artefakt (výrazné pruhy v obraze). Tento artefakt je důsledkem nedokonalého překrytí projekcí. Následující simulace umožňuje volbou počtu projekcí simulovat výskyt tohoto artefaktu (použitá rekonstrukční metoda - filtrovaná zpětná projekce). Simulace je přednastavena pro rozsah snímání 360° a rekonstrukční matici 128x128 pixelů. Při volbě vysokého počtu projekcí bude rekonstrukce trvat delší dobu (pozn. maximální používaný počet projekcí v nukleární medicíně je 120).

Simulaci vlivu počtu projekcí lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Rozsah snímání projekcí hraje při rekonstrukci obrazů velmi důležitou roli. Zde je na místě upozornit na významný rozdíl mezi SPECT a CT zobrazováním. Zatímco u CT zobrazování je signál na detektorech stejný a AP i PA projekce (za předpokladu souososti ohniska rentgenky a středu detekčního systému), u SPECT zobrazování tomu tak není. Díky zeslabování svazku fotonů emitovaných z těla pacienta se protilehlé projekce liší (na AP projekci jsou při standardním uložení pacienta lépe vidět struktury blíže hrudní kosti, na PA projekci zase objekty blíže páteři). V nukleární medicíně tedy nelze počítat s tím, že chybějící projekce je možné dopočítat. Z toho vyplývá, že k získání co nejlepšího obrazu je v nukleární medicíně nutné použít 360° rotaci detektoru (nebo 180° každého detektoru v případě dvoudetektorových systémů).

Níže uvedená simulace nepoužívá zeslabení k vytvoření projekčních dat, a proto může sloužit pouze k ilustraci výskytu artefaktů při použití celkového úhlu rotace menšího než 180° (pokryje-li se celých 180°, potom zbylé projekce mohou být v tomto případě dopočítány).

Simulaci vlivu rozsahu snímání lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Je-li požadováno detailnější tomografické zobrazení určité části těla pacienta, je možné využít dvě možnosti jak toto dosáhnout. První z nich je označována jako zoom (přiblížení) a je používána při akvizici, druhá je označována jako magnify (zvětšení) a používá se až na zrekonstruovaný obraz. Z hlediska zachování dobrého prostorového rozlišení je výhodnější použití možnosti zoom během akvizice. V tomto případě systém snímá omezenou oblast zorného pole (FOV) a data ukládá do původní obrazové matice (jako kdyby zoom použit nebyl). Omezenou oblastí se rozumí, že např. při použití zoom 2 se zorné pole detektoru v každém směru zmenší na polovinu a to symetricky směrem ke středu detektoru. Zrekonstruovaný obraz je potom tvořen pixely s poloviční velikostí oproti zoom 1.

Vhodným nastavením simulace níže, lze zobrazit rozdíl v kvalitě obrazu použitím možnosti zoom při akvizici nebo magnify po rekonstrukci. Zatímco při použití zoom zůstávají kontury objektu ostré, použitím magnify dochází ke ztrátě rozlišovací schopnosti (kontury se rozmazávají). Použitím zvětšení se z rekonstruovaného řezu vyřízne pouze jeho část, která se roztáhne na původní velikost obrazové matice a tedy dojde k dodatečnému zvětšení velikosti pixelu.

Simulaci rozdílu mezi akvizičním zoomem a post-rekonstrukčním zvětšením lze otevřít i v samostatném panelu (zde).

Určitou nevýhodou akvizičního zoom je to, že dochází k symetrickému zmenšování zorného pole systému, které je fixováno pro všechny úhly natočení detektoru. Pokud je tedy zvolen příliš velký akviziční zoom, může dojít k situaci, kdy periferně uložené objekty zájmu nebudou viditelné ve všech projekcích. Tento efekt (v angličtině označovaný jako „truncation“) vede k vzniku závažných artefaktů!

Zpět na úvodní stránku s rozcestníkem.