Egyfonotos emissziós komputer tomográfia – Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT)
A RadiWiki wikiből
Bevezető
A nukleáris medicinában – izotópdiagnosztikában – a projekciós képek a betegben kialakult 3-dimenziós aktivitás eloszlást egy 2-dimenziós kép formájában ábrázolják. Hasonlóan a hagyományos radiográfiához ez szummációs hatásokat tartalmaz, azaz egymásra vetülő struktúrák zavarhatják bizonyos részletek megkülönböztetését. A tomográfiás képalkotás alapvetően különbözik az előzőtől, hiszen az aktivitás eloszlását egy keresztmetszeti szeletben próbálja ábrázolni. Alapvetően kétféle tomográfia létezik: hagyományos vagy geometriai és computer tomográfia. A hagyományos tomográfiában a fókuszsíkon kívül eső struktúrák a szummációs képre vetülnek, igaz elmosódva a fókuszsíktól való távolsággal arányosan. Ezzel ellentétben a computer tomográfia matematikai eszközöket használ az egymásra vetülő struktúrák megkülönböztetésére. A computer tomográfiában a vizsgált objektumról számos vetületi kép szükséges legalább 180º-ban, melyekből a keresztmetszeti képet matematikailag rekonstruáljuk. A transzmissziós képalkotáshoz hasonlóan a nukleáris képalkotásban is lehetséges hagyományos vagy computer tomográfiát – úgy mint, SPECT és PET – alkalmazni.
Alapelvek
A SPECT a szervezetbe kerülő és ott megoszló röntgen- vagy gammafoton emittáló izotópokból származó fotonokat képezi le keresztmetszeti képek formájában. A standard síkbeli leképezéshez általában 180º (szívvizsgálatok) vagy 360º-os projekció szolgáltat információt. A SPECT berendezésekben általában egy vagy több (2-3) kollimált szcintillációs kamera helyezkedik el, mely a páciens vizsgálandó testrésze körül körbefordul. A detektált adatokból a keresztmetszeti képek a CT-hez hasonló filterezett visszavetítés algoritmus segítségével vagy a későbbiekben részletezendő ún. iteratív rekonstrukció módszerével készülnek.
Adatgyűjtés
A SPECT rendszerben elhelyezkedő kamerafej vagy -fejek a páciens körül elfordulnak és eközben egyenlő lépésekből álló képvetületeket rögzít. A kamerafej adatgyűjtése lehet folytonos, azaz a kamerafej elmozdulása közben zajlik, vagy előre meghatározott szögekben a kamerafej megáll és így gyűjti az adatokat. Hogyha a kamerafejek ideális vetületi képeket gyűjtenének (azaz nem lenne sugárzásgyengülés (attenuáció) és felbontásveszteség a kamerától való távolság függvényében), akkor a vetületi képek 180º-onként azonosak lennének és ezért akár 180º-os adatgyűjtés elegendő lenne a keresztmetszeti kép rekonstrukciójához. Ugyanakkor a SPECT képalkotásban az attenuáció nagymértékben csökkenti a kamerával ellentétes oldalon elhelyezkedő struktúrákból származó fotonok számát, és így ez az információ a kamerában nagymértékben elmosódott a távolság függvényében. Ebből kifolyólag a legtöbb nem kardiális vizsgálatban, mint pl. az agyi SPECT vizsgálatoknál, az adatgyűjtés 360º-os rotációval történik. Ugyanakkor a kardiális SPECT vizsgálatoknál, úgy mint pl. miokardiális perfúzió mérésnél, gyakran csak egy 180º-os adatgyűjtést végeznek a 45o-os jobb anterior ferde vetülettől a 45o-os bal posterior ferde vetületig (1. ábra).
180º-os kardiális adatgyűjtési pálya. (A. bal posterior ferde vetület B. jobb anterior ferde vetület)
A 180º-os akvízició ellenére a rekonstruált képek térbeli és kontraszt felbontása megfelelő információt nyújt, és az ellentétes 180º-os adatgyűjtés – anatómiai okok miatt – gyenge információt adna a távolság és az attenuáció miatt. Ugyan a 180º-os adatgyűjtés magában hordozza műtermékek keletkezésének lehetőségét, mégis sokkal gyakrabban használják, mint a 360º-os adatgyűjtést szívvizsgálatok esetén.
A SPECT vetületi képeket általában 64x64-es vagy 128x128-as formátumban rögzítik. Ha a vetületi képeknél a pixelméretet túl alacsonyra állítják, akkor a rekonstruált keresztmetszeti képek térbeli felbontása is rosszabb lesz. A 64x64-es beállításnál rendszerint 60 vagy 64 vetületi képet rögzít a készülék a 128x128-as beállításnál 120-128-at. Ha a beállított pixelformátumhoz kevés vetületi képet rögzítünk, akkor a rekonstruált képeken jellegzetes radiális csík jelenik meg műtermék gyanánt. (2. ábra)
Korábban a kamerafejek az adatgyűjtés közben csak köralakú pályán tudtak elmozdulni. A köralakú adatgyűjtési pálya optimális lehet pl. a koponya vizsgálatánál, de ilyen beállítás mellett a mellkasi és hasi vizsgálatoknál a kamerafej akár cm-es távolságban lehet a testfelszíntől anterior és posterior helyzetekben (3. ábra). Ezért az újabb készülékekben nem csak köralakú, hanem úgynevezett „testkontúr” adatgyűjtési pályákat is be lehet állítani, mely biztosítja, hogy a kamerafej a testfelszínhez minél közelebb legyen az adatgyűjtés során. Bizonyos készülékekben a felhasználó maga határozhatja meg a nem köralakú adatgyűjtési pályát, melynek során a kamerafejet több vetületben a testhez közelállítva a számítógép megtervezi a nem köralakú egyedi adatgyűjtési pályát. Más készülékekben a testfelszínt érzékelő szenzorokkkal lehet a kamerafejeket irányítani.
Köralakú (A) és „testkontúr” (B) adatgyűjtési pályák
A koponya SPECT vizsgálatánál a legtöbb készülékben általában lehetőség van arra, hogy a szcintillációs kamera egy sokkal kisebb sugarú körpályán mozogjon, mint a törzs SPECT vizsgálatánál, ezáltal jóval nagyobb térbeli felbontás érhető el. A régebbi készülékeknél a kamera fizikai méretéből kifolyólag nem volt alkalmas a koponya körüli kisebb sugarú pálya megtételére, illetve adatgyűjtésére, ezért ezek a készülékek még nem tudtak nagyfelbontású SPECT képeket készíteni.
Keresztmetszeti képrekonstrukció
Az adatgyűjtés után az első lépés általában a forgástengelyhez viszonyított pozícióból és egyenetlenségekből származó pontatlanságok számítógépes korrekciója. Ezen korrekciók után a transzverzális síkú rekonstrukció filterezett visszavetítéssel vagy iteratív módszerekkel készül. A filterezett visszavetítés részletes leírása a CT képalkotás fejezetben található, röviden a következő lépésekből áll: először a projekciós képeket matematikailag szűrjük. Ezután egy adott keresztmetszeti kép rekonstrukciójához a vetületi képek megfelelő sorait visszavetítjük, pl. az 5. keresztmetszeit szelethez, a projekciós képek 5. sorait. A SPECT vizsgálat a kamerafej(ek) forgása által kijelölt látómezőről készít keresztmetszeti képeket. A matematikai teória szerint az ideális kernel/szűrő a térfrekvencia-jelamplitudó összefüggésben lieáris viszonyt eredményez (4. ábra). Sajnos a projekciós képek tartalmaznak statisztikai zajt, mely a matematikailag ideális szűrést alkalmazva és visszavetítve elfogadhatatlanul zajos rekonstrukciós képet eredményez (4. és 5. ábra).
A különböző szűrők hatása a térfrekvencia információra ill. térbeli felbontásra
A térfrekvencia tartományban a magas frekvenciájú részben jelentős a statisztikai zaj jelenléte. Ezért a képrekonstrukció előtt a magas frekvenciájú tartományt megfelelő szűrővel (kernel) „kell kezelni”. Sajnos ez a szűrés csökkenti a rekonstruált képek térbeli felbontását, ezért a térbeli felbontás, valamint a statisztikai zaj között fontos a megfelelő kompromisszum kialakítása.
Jellegzetesen különböző szűrőt alkalmaznak az egyes SPECT vizsgálatokhoz, mint például az agyi HMPAO SPECT vizsgálatnál vagy a 201Tl miokardiális perfúziós SPECT vizsgálatra. Az adott vizsgálatnál a szűrő típusának kiválasztását befolyásolja az adatgyűjtés során jelenlévő statisztikai zaj mennyisége (a zaj mennyisége függ a radiofarmakon aktivitásától, a kollimátor beállítástól és a képenkénti adatgyűjtési időtől), valamint a térbeli felbontás (mely a kamera–tárgy távolságtól és a kollimátor típusától függ). Emellett még figyelembe kell venni azt, hogy a leletező orvos milyen képmegjelenítést preferál. Jó térbeli felbontású és alacsony zajú projekciós képeknél magas térfrekvenciás határt kell megszabni azért, hogy a rekonstruált képek térbeli felbontása minél jobb legyen. Ezzel szemben alacsony térbeli felbontású és nagyobb zajjal terhelt projekciós képek esetén alacsony térfrekvenciájú filterbeállítás szükséges, hogy a nagymennyiségű zajt a rekonstruált képeken kiköszöböljük. Bár a SPECT kamerákat előállító cégek beállítanak bizonyos szűrőket egy adott vizsgálati metodikához, a szűrők felhasználása gyakran empirikusan kerül optimalizálásra az egyes SPECT laboratóriumokban. Az 5. ábra egy SPECT képet ábrázol 3 különböző szűrő alkalmazásával, túl sok simítással, közepes simítással és simítás nélkül.
A filterezett visszavetítés matematikailag igen hatékony módszer. Ugyanakkor nem kerülhető el az a feltételezés, hogy a projekciós kép a 3 dimenziós tárgy tökéletes vetülete. Ez a feltételezés azonban a SPECT képalkotásban közel sem felel meg a valóságnak, elsősorban a páciensben történő fotonattenuáció, Compton-szóródás és a sugárzó objektum-kollimátor
Különböző kernelekkel készült filterezett visszavetítéses képrekonstrukciók. (A. túl sok simítás csökkenti a térbeli felbontást B. közepes simítás C. filterezés nélkül jó a térbeli felbontás, de zajos a kép)
távolság miatt létrejövő térbeli felbontás csökkenés miatt. A SPECT képalkotásban tehát az iteratív rekonstrukciós eljárásokat egyre gyakrabban alkalmazzák a filterezett visszavetítés helyett. Az iteratív módszereknél egy kezdeti aktivitás megoszlást feltételeznek, majd a projekciós képeket a feltételezett aktivitásmegoszlás alapján számolják ki, figyelembe véve a szcintillációs kamera paramétereit is. A kalkulált projekciós képeket ezután összehasonlítják az aktuális projekciós képekkel, majd ezen összehasonlítás alapján a feltételezett aktivitás megoszlást beállítják, illetve módosítják. A fenti folyamatsort jónéhányszor megismétlik mindaddig, amíg a számított vetületi kép és az aktuális vetületi kép nagyjából hasonló nem lesz.
Ahogy fent említettük, minden egyes iterációnál a projekciós képet a feltételezett aktivitás megoszlás alapján számítják. A projekciós képek számolása a point spread funkció alkalmazásával történik, mely a kamerától való távolság függvényében a térbeli felbontás csökkenését feltételezi. Ezt a funkciót meg lehet változtatni úgy, hogy a betegben történő fotonszóródást is figyelembe vegye. Amennyiben az attenuációs jellemzőket fel tudjuk térképezni, a számított projekciós képeknél az attenuációs hatásokat is figyelembe lehet venni. Így az iteratív módszerek részlegesen kompenzálják a távolság függvényében történő térbeli felbontás romlást csakúgy, mint a fotonszóródást és az attenuációt. Az iteratív módszerek számítási folyamata kevésbé hatékony, mint a filterezett visszavetítéses módszeré. Ugyanakkor a növekvő komputersebesség és a nukleáris képalkotásban alkalmazott kis mátrixméret az iteratív módszereket felhasználóbaráttá tette a SPECT rekonstrukcióban.
Attenuáció korrekció a SPECT képalkotásban
Az attenuáció miatt az a gammasugárzás, mely a beteg testében hosszú utat tesz meg, nagyobb valószínűséggel gyengítődik és ezáltal kevesebb beütésszámot produkál, mint a testfelszín közeléből származó gammasugárzás. Ennek következtében egy egyenletes aktivitású fantomról készült keresztmetszeti kép – például egy homogén eloszlású radioaktív oldattal telt henger – a közepe felé csökkenő aktivitást fog mutatni (6. ábra). Ez az attenuációs hatás a vizsgált objektum méretével fokozódik, tehát a test SPECT vizsgálatánál fokozottabban jelen van, mint egy agyi SPECT vizsgálatnál. Többféle attenuáció korrekciós módszert dolgoztak ki az évek során. Leggyakrabban a Chang módszert használják, mely állandó attenuációs együtthatót feltételez a vizsgált objektumban. Egy ilyen megközelítő attenuáció korrigálás természetesen túl- vagy alulkompenzálhat az emberi test vizsgálata során, ezért a módszer működését megfelelő fantomokon kell ellenőrízni a klinikai vizsgálatok bevezetése előtt.
Attenuáció korrekció – fantomról készült transzverzális kép. (A. attenuáció korrekció nélkül B. optimális attenucó korrekció C. túlzott attenuáció korrekció)
Az attenuáció nem egyenletes a vizsgált páciensben, különösen a mellkasban a sajátos anatómiai viszonyok miatt egyenletlen az attenuáció. A gyártó cégek a SPECT kamerához radioaktív forrásokat biztosítanak, melynek segítségével az attenuáció mértékét meg lehet határozni a fotontranszmisszióból származó projekciós adatok révén. Az így nyert projekciós adatokból képrekonstrukció készül, mely gyakorlatilag a szöveti attenuációt feltérképezi (az ilyen módon létrehozott kép elvileg megfelel egy CT-képnek). Végeredményben ezek az attenuációs térképek segítenek a SPECT képek attenuáció-mentes rekonstrukciójában. A transzmissziós adatokat általában az emissziós projekciós adatokkal szimultán gyűjtik, mivel ha a két adatsort külön gyűjtenénk, az jelentősen megnehezítené a két adatsor térbeli illesztését. A transzmissziós mérésre alkalmazott radioizotópot úgy választják meg, hogy a betegvizsgálatnál alkalmazott radioizotóp energiája az előzőtől jelentősen eltér. Így különböző spectrális ablakokat használva a transzmissziós és emissziós adatok egymástól pontosan elkülöníthetők. Ugyanakkor a magas energiájú fotonok a betegben és a detektorban szóródhatnak, így az alacsony energiájú spectrális ablakban némi zaj ebből fakadóan megjelenhet. A SPECT képalkotásban a transzmissziós forrást alkalmazó attenuáció korrekcióra leggyakrabban a miocardiális perfúzió vizsgálatánál van szükség, mivel itt az attenuációs műtermékek akár perfúziós kieséseket is utánozhatnak.
A fenti elméleti megfontolások ellenére a transzmissziós források attenuáció korrekcióban való felhasználása széles körben mégsem elterjedt, számos klinikai tanulmányban vizsgálják az ezzel kapcsolatos újabb technikai fejlesztéseket.
CORONÁLIS, SAGITTALIS ÉS FERDE KÉPEK ELŐÁLLÍTÁSA
A transzverzális képek pixelei, illetve voxelei képrekonstrukció segítségével coronalis vagy sagittalis képekké rendezhetők. A cardialis SPECT képalkotásban kívánatos és klinikailag hasznos a ferde képek rekonstrukciója, melyek a bal kamra hosszú tengelyével párhuzamosan vagy arra merőlegesen készülnek. A nagymértékű anatómiai variabilitás miatt ezeket a ferde képeket az adott beteg szívének anatómiája alapján kell kijelölni.
SPECT kollimátorok
A leggyakrabban használt SPECT kollimátor a nagyfelbontású parallel cellafalú kollimátor, ugyanakkor a SPECT készülékekre speciális kollimátorokat is kifejlesztettek. A „legyező” kollimátor gyakorlatilag a konvergáló cellafalú és a parallel cellafalú kollimátorok hibridje. Ez azt jelenti, hogy a kollimátor parallel cellafalakkal rendelkezik az y irányban, tehát a projekciós kép minden sora a vizsgált test egy-egy transzverzális szeletének felel meg. Az x irányban a kollimátor konvergáló falú és ennek következtében a térbeli felbontó képessége jobb, mint ha parallel cellafalú kollimátor lenne (7. ábra). Mivel a legyező kollimátor az egyik irányban konvergáló cellafalakkal bír, a leképezhető látótér (FOV) a kollimátortól való távolság függvényében csökken. Ezért a legyező kollimátort főleg agyi SPECT vizsgálatoknál használják; ha a test (mellkas, has) SPECT vizsgálatánál ilyen kollimátort használunk, bizonyos anatómiai részek kiszorulnak a látótérből, mely a rekonstruált képeken műtermékeket fog eredményezni.
Legyező kollimátor
Többfejes SPECT kamerák
A kollimáció, valamint az időbeli felbontás okozta hátrányok kiküszöbölése céljából a készülékgyártók ma már két vagy három fejes szcintillációs SPECT kamerákat készítenek, melyek a beteg körül el tudnak fordulni. A többfejes kamerák segítségével nagyobb térbeli felbontás érhető el azonos gammafoton emisszió esetén, mint ha egyfejes kamerával dolgoznánk, ugyanakkor a gyártóknak számos technikai nehézséggel kellett megküzdeni a többfejes kamerák fejlesztése során (elektronikai és mechanikai stabilitás). Fontos szempont természetesen, hogy az egyes kamerafejek leképezési paraméterei azonosak legyenek.
A többfejes SPECT kamerák többféle elrendezésben léteznek; a kétfejes rögzített kamerák egymáshoz 180o-ra helyezkednek el és egyaránt alkalmazhatók a koponya vagy a test és egész test SPECT vizsgálatokra. A háromfejes rögzített kamerák szintén jók koponya és test SPECT vizsgálatokra, de egész test planáris leképezésére már kevésbé. A kétfejes változtatható szögű kamerák rendkívűl rugalmasan alkalmazhatók akár a 180o-os beállításban koponya és test SPECT vizsgálatára, a 90o-os beállításban pedig a szív vizsgálatára. (Érdekességképpen említhető, hogy a 90o-os beállításnál nem tud mindkét kamerafej a testfelszínhez egyforma közelségben lenni, illetve bizonyos régiók a látótérből kimaradnak, ezért a gyártók 76o-os beállítást is lehetővé tesznek.)
Térbeli felbontás
Úgy mint egyéb képalkotó módszereknél, a SPECT térbeli felbontását fantom segítségével vizsgáljuk, ezesetben radioizotóppal töltött kapilláris csövek segítségével, melyeket a kamera forgástengelyével párhuzamosan helyezünk el (8.a. ábra). A kapilláris csövekről rekonstruált transzverzális képeken a félérték szélesség mérések elvégezhetők. A filterezett visszavetítést alkalmazó rekonstrukciónál egy speciális ramp szűrőt alkalmaznak, hogy ez a szűrő funkció ne csökkentse a felbontóképességet. A térbeli felbontóképességet a SPECT képalkotásban is elsősorban az alkalmazott kollimátor határozza meg. A perifériásan elhelyezkedő sugárforrások tangenciális felbontása lényegesen jobb (7-8 mm félérték szélesség), mint a centrálisan elhelyezkedő azonos méretű sugárforrások felbontása (10-12 mm félérték szélesség), ugyanakkor a geometriai leképezésük nem olyan tökéletes (lásd. 8.b. ábra).
A térbeli felbontás ellenőrzése a SPECT képalkotásban (A. a fantom vázlatos képe B. a fantom keresztmetszeti képének sémája)
A térbeli felbontó képességet ellenőrző minőségi biztosítási protokoll a készülék állapotát ugyan jól tükrözi, de nem feltétlenül reprezentatív a készülék klinikai teljesítőképességére, mivel a fantommértéseknél hosszú mérési idő és a kamerafejek pontosabb geometriai beállítása lehetséges. A betegvizsgálatoknál gyakran a nagyobb hatékonyság miatt alacsonyabb térbeli felbontást alkalmaznak (kollimátor!), és a képrekonstrukciónál használt rekonstrukciós filter is rontja a térbeli felbontóképesség szempontjából az eredményt. Ugyanakkor a többfejes kamera rendszerek kompenzálják az egyfejes SPECT készülék hátrányait és klinikailag jobb térbeli felbontás érhető el azokkal.
A térbeli felbontás a forgástengely hosszának növekedésével romlik. Ezért a koponyáról készült SPECT képek jobb térbeli felbontással bírnak, mint a testről készült SPECT képek. Ezért fontos megjegyezni, hogy a kamerafejek a vizsgált testrészhez optimálisan minél közelebb mozognak, ez is bizonyítja, hogy miért kedvező „testkontúr” adatgyűjtési pályákat használni.
A SPECT és a hagyományos gammakamera képalkotásának összehasonlítása
Elméletileg a SPECT a gammakamerával történő képalkotáshoz hasonló térbeli felbontást nyújt. Ugyanakkor a klinikai rutin képalkotásban ez a feltételezés nem állja meg a helyét. Egyrészt a hagyományos gammakamerával történő leképezésnél a vizsgált testrész közelebb van a kamerafejhez, másrészt a SPECT-nél alkalmazott rövid adatgyűjtési idő alacsonyabb felbontású kollimátor használatát teszi szükségessé a megfelelő fotonszám eléréséhez. A hagyományos gammakamerás képalkotásban a vizsgált szerv előtt és mögött elhelyezkedő szövetekből is származhatnak gammafotonok, melyek egyértelműen kontrasztcsökkentő hatásúak. Mi több, ha az átfedő struktúrák aktivitása egyenetlen, ez az aktivitás rávetülhet (szummálódhat) a vizsgált szervre és mint ilyen jelentős zajt „tesz” a vizsgált szerv képére, mely annak megítélését nagymértékben nehezítheti. A SPECT képalkotás legnagyobb előnye, hogy a fent említett szuperimpozíciók nem jönnek létre és ezáltal a szummációból eredő zajokat eliminálni lehet. A SPECT másik előnye, hogy az attenuációból és a szóródásból eredő hatásokat részben korrigálni lehet.
vissza a tartalomhoz: KÉPALKOTÁS ESZKÖZEI - avagy az orvosi képalkotás fizikája
