Fantomy, fantomová a fyzikální měření v nukleární medicíně

1. Úvod - co jsou fantomy
Radiologické zobrazovací metody (RTG diagnostika, nukleární medicína - scintigrafie, magnetická rezonance NMRI, ultrasonografie) vyšetřují struktury a děje skryté uvnitř organismu. Vzniká proto otázka, zda příslušné obrazy zachycují přesně a objektivně tyto neviditelné struktury a děje uvnitř těla? Pro experimentální testování těchto aspektů zobrazovací diagnostiky, jakož i pro měření fyzikálních parametrů, zobrazovacích vlastností a pro kalibraci používaných přístrojů se používají speciální přesně a reprodukovaně zhotovené pomůcky, tzv. fantomy.
Slovo fantom (řec. fantasma = vize, duch, přízrak) má řadu obvyklých významů: přelud, přízrak, vidina, klamný jev - imaginární, fiktivní. Zde budeme používat poněkud speciální význam tohoto slova - uměle vytvořená skutečnost, model.
Hlavním úkolem radionuklidových měření a zobrazování v nukleární medicíně je analýza struktur a dějů v organismu prostřednictvím zevní detekce záření gama vycházejícího z těla po aplikaci vhodného radioindikátoru - kapitola 4 "Radionuklidová scintigrafie". Při detekci tohoto záření g a při vyhodnocování výsledků se může uplatnit řada vedlejších vlivů, jako jsou: statistické fluktuace, nedokonalé rozlišení kamery, absorbce záření v tkáni, Comptonovský rozptyl záření g, vliv tkáňového pozadí (většinou nehomogenního), odlišnost skutečné dynamiky studovaných dějů v organismu od matematického modelu atd. Tyto okolnosti mohou nepříznivě ovlivnit přesnost měřených parametrů a celé scintigrafické diagnostiky. Jaké jsou detaily skutečných struktur tkání a skutečný průběh dynamiky dějů hluboko uvnitř organismu přitom a priori neznáme. Obdobně je tomu i u ostatních zobrazovacích metod.
Při exaktním přístupu k vývoji a verifikaci některých radiologických zobrazovacích metod (především scintigrafických, příp. RTG) mohou důležitou úlohu sehrát fantomy. Pod fantomem zde budeme rozumět uměle zhotovený model daného systému, který zjednodušeně vyjadřuje určité důležité anatomické rysy, rozložení radioindikátoru v organismu, či dynamiky pohybu a časových změn. Oproti skutečnému organismu, v němž vyšetřujeme složité, variabilní a předem neznámé anatomické poměry nebo distribuci radioindikátoru, má pro studijní účely fantom dvě základní výhody :

Při fantomových měřeních pak můžeme porovnávat tyto skutečné parametry a struktury fantomu s obrazy a s hodnotami získanými analýzou fantomových radionuklidových měření. Nutnou (bohužel však nikoli postačující) podmínkou korektnosti a exaktnosti každé měřící metody je, že musí dobře fungovat na příslušném fantomu! Teprve potom lze uvažovat o dalších sekundárních vlivech v dané biologické situaci. Jinak by se jednalo o pouhou empirii, s možností chybných výsledků....

Druhy fantomů
Fantomy v nukleární medicíně můžeme v zásadě rozdělit do tří skupin: a) statické fantomy konkrétních orgánů; b) fantomy pro kalibraci a měření fyzikálních parametrů zobrazovacích přístrojů (gamakamer, RTG-CT); c) fantomy dynamické.

2. Fantomy orgánů
Tyto fantomy napodobují některé typické anatomické tvary a distribuci radioindukátoru v daných orgánech, a to za situace fyziologické nebo patologické. Nejznámějším je fantom štítné žlázy, což je nádobka ve tvaru štítné žlázy obsahující uvnitř výstupky a prohlubně simulující studené a horké uzly. Nádobka se naplní roztokem příslušného radionuklidu (^99mTc nebo ¹³¹I) a zobrazuje se scintilační kamerou. Posuzujeme potom, jak věrně jsou na scintigrafickém obraze zachyceny jednotlivé detaily nehomogenity distribuce radioindikátoru ve fantomu. Snažíme se přitom dosáhnout takových podmínek (nastavení kamery, kolimátor, obrazová matice, nastřádaný počet impulsů, modulace obrazu), aby rozpoznatelnost i malých lézí byla co nejlepší.

			Obr.2.1. Fantom štítné žlázy
Fantom štítné žlázy (Picker thyroid phantom)	Scintigrafický obraz fantomu štítné žlázy naplněného roztokem ^99mTc pomocí gamakamery	Tentýž fantom zobrazený pomocí pohybového scintigrafu

Obr.2.2. Scintigrafický obraz fantomu štítné žlázy nastřádaný s různou předvolbou počtu impulsů - s různým počtem fotonů gama

Obr.2.3. Scintigrafické obrazy fantomu štítné žlázy, naplněného ^99mTc (nahoře) a ¹³¹I (dole), zobrazené pomocí kolimátoru Pinhole, Low Energy HR a High Energy. Podrobnější diskuse je v §4.2, část "Scintigrafické kolimátory".

Na podobném principu jsou založeny i fantomy dalších orgánů - jater, mozku, srdce... Zajímavou možností jsou tomografické fantomy ve formě anatomických vložek napodobujících struktury mozku či srdce, které se vkládají do tomografických testovacích fantomů typu Jasczak (viz níže "Tomografické fantomy") na místo původních testovacích tyčinek a kuliček.

3. Fantomy pro testování gamakamer
Nukleární medicína, jakožto obor zabývající se měřením a zobrazováním, se neobejde bez kontrolních a kalibračních metod a pomůcek. Do kategorie fantomů jsou v nukleární medicíně zařazovány i pomůcky a zdroje záření používané pro kalibraci a testování zobrazovacích vlastností scintilačních kamer. Parametry kvantifikující zobrazovací vlastnosti scintilačních kamer jsou definovány a rozebírány v kapitole 4 "Radionuklidová scintigrafie", §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie - kontrola kvality a fantomová scintigrafická měření" knihy "Jaderná fyzika a fyzika ionizujícího záření".
Nejjednodušším "fantomem" tohoto druhu je obyčejný bodový zdroj (zářič) vhodného radionuklidu (nejčastěji ^99mTc, příp. ⁵⁷Co, ¹³¹I, ¹⁸F), který se umístí do patřičného místa zorného pole kamery; pokud se umístí v dostatečné vzdálenosti od krystalu gamakamery bez kolimátoru, funguje jako zdroj homogenního záření. Používají též různé další geometrické struktury - trubičky, kuličky, válce naplněné radionuklidy. Důležitými testovacími fantomy jsou plošné homogenní zdroje - viz níže.

3.1. Testování a kalibrace homogenity zobrazení scintilační kamery
Fyzikálně-technický parametr homogenita zobrazení kamery je definován a podrobněji diskutován v §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie - kvalita zobrazení a fantomová měření" pasáži "Homogenita (uniformita) zorného pole kamery". Pro testování a kalibraci homogenity gamakamery se používají dvě metody:
1. Vnitřní homogenita - bodový zdroj
Pro testování vnitřní (intrinsic) homogenity zorného pole kamery a její kalibraci sundáme z kamery kolimátor a bodový zdroj (v praxi to může být roztok ^99mTc o aktivitě několika MBq o malém objemu v lahvičce nebo malé stříkačce) umístíme do co největší vzdálenosti (cca 2 metry) doprostřed pod kameru *) - obr.3.1.1 vlevo. Krystal kamery je tak z tohoto zdroje záření gama ozařován prakticky homogenně, takže i vzniklý scintigrafický obraz by měl být též homogenní. Na obraze pak můžeme posuzovat (popř. kvantitativně vyhodnocovat) případné odchylky od homogenní distribuce. V případě, že homogenita zorného pole není vyhovující, můžeme v tomto uspořádání provést kalibraci homogenity zobrazení scintilační kamery (ladění fotonásobičů a vytvoření korekční matice), pro kterou mají moderní digitální kamery příslušnou softwarovou proceduru.
*) Vzdálenost bodového zdroje od krystalu kamery - geometrická korekce
Intenzita I g-záření z bodového zdroje aktivity A ve vzdálenosti r je dána obecným vztahem I(r) = G . A/4pr² , kde koeficient G udává počet gama kvant, emitovaných radionuklidem při jedné radioaktivní přeměně. Umístíme-li tedy bodový zdroj do vzdálenosti h od středu scintilačního krystalu gamakamery (který zvolíme za počátek planární souřadnicové soustavy [x,y]), bude krystal v každém svém místě o souřadnicích (x,y) ozařován intenzitou I(x,y) = G . A/[4p(h²+x²+y²)] (plyne z trigonometrické analýzy vydáleností mezi zářičem a místy x,y krystalu). Místa krystalu vzdálenější od středu budou tedy ozařována poněkud slaběji než centrální část. Pokud je vzdálenost h mnohonásobně větší než rozměry krystalu, je tento efekt prakticky zanedbatelný - krystal je ozařován téměř homogenně (jak bylo v textu shora uvedeno). Při menších vzdálenostech h bodového zdroje je však pro přesné měření a kalibraci homogenity nutno provést v získaném obraze korekci koeficienty K(x,y) = (h²+x²+y²)/h². Toto se používá u některých SPECT kamer při kalibraci homogenity pomocí bodového zdroje, zasunutého mezi oba detektory vzdálené od sebe jen cca 80cm.
Pozn.:Pomocí bodového zdroje můžeme též měřit celkovou rozlišovací schopnost kamery s kolimátorem: obrazem bodového zdroje vedeme řez (profil) a na takto vzniklé křivce PSF vyhodnotíme její pološířku FWHM, která vyjádřena v milimetrech udává celkové rozlišení kamery. Pro tento účel je však vhodnější čárový zdroj - viz níže "Meření polohové rozlišovací schopnosti kamery".

			Obr.3.1.1. Dva základní způsoby měření homogenity zorného pole gamakamery.
Testování a kalibrace vnitřní homogenity zorného pole scintilační kamery bez kolimátoru pomocí bodového zdroje umístěného v dostatečně velké vzdálenosti.	Měření celkové homogenity scintilační kamery s kolimátorem pomocí plošného homogenního zdroje.	Oboustranný plošný homogenní zdroj ⁵⁷Co pro testování homogenity 2-detektorové SPECT kamery

2. Celková homogenita - plošný zdroj
Pro kontrolu a testování celkové (extrinsic) homogenity zorného pole scintilační kamery s kolimátorem jsou s výhodou často používány plošné homogenní zdroje s radionuklidem kobaltem ⁵⁷Co (T1/2 = 272 dní; emituje záření gama o energii 122keV, blízké 140keV ^99mTc), které mají po celé své ploše stejnou hustotu rozložení radionuklidu (plošná homogenita by měla být lepší než 99%, celková aktivita bývá 200-400 MBq) - obr.3.1.1 uprostřed. Rozměry zdroje musí zajišťovat plné pokrytí zorného pole gamakamery (rozměry zdroje by měly být min. o 2cm větší než zorné pole). Tímto zdrojem můžeme rychle a operativně zkontrolovat homogenitu zorného pole kamery i s kolimátorem. Výhodou je, že kolimátor nemusíme sundávat a dostaneme obraz celkové (výsledné) homogenity, na kterém můžeme rozpoznat i eventuální defekt kolimátoru - mechanickou deformaci v septech. Teprve když homogenita nevyhovuje, provedeme rekalibraci fotonásobičů kamery pomocí bodového zdroje ^99mTc jak bylo zmíněno výše.
Plošné kobaltové <- versus -> "krabicové" homogenní zdroje
Dříve používané "krabicové" homogenní zdroje plněné vodním roztokem ^99mTc se nyní na větších pracovištích již používají zřídka. Jejich nevýhodou byla značná pracnost při jejich plnění, riziko kontaminace, vyšší radiační zátěž při přípravě, obtížné promíchání roztoku aby byl skutečně homogenní a možnost nehomogenní absorpce radionuklidu na stěnách fantomu, což může porušit homogenitu - jinými slovy "za mnoho peněz (námahy) málo muziky"..!.. Nevýhodou kobaltových ⁵⁷Co homogenních zdrojů je zase poměrně vyšší pořizovací cena - při větším počtu scintigrafických vyšetření však tvoří jen nepatrný zlomek ceny za radiofarmaka... Pokud pracoviště nemá plošný kobaltový zdroj, doporučujeme používat pouze metodu 1. s bodovým zdrojem ^99mTc (sundání kolimátoru je mnohem snadnější, než naplnění "krabicového" zdroje roztokem radionuklidu).

Obr.3.1.2. Některé typické obrazy homogenity zorného pole kamery s plošným zdrojem či bodovým zářičem (po aplikaci korekční matice).
a) Normální obraz homogenity. b) Výpadek periferního fotonásobiče.
c) Celkově rozladěné fotonásobiče či fotopík nastavený mimo okénko analyzátoru. d) Prasklý scintilační krystal.
Je podrobněji diskutováno v §4.2, pasáž "Technické poruchy scintilačních kamer"

Oboustranné homogenní zdroje
Dříve vyráběné (do konce 90.let) plošné homogenní zdroje ⁵⁷Co byly jednostranné: přesná homogenita radiačního pole byla zaručena jen z jedné - "přední-čelní" stěny, z opačné "zadní" strany byla homogenita jen přibližná. Při měření homogenity u dvouhlavých SPECT kamer bylo proto potřeba provádět akvizici pro každý detektor zvlášť. Nyní se vyrábějí oboustranné plošné homogenní zdroje, které je možno vložit mezi hlavy SPECT kamery a měřit homogenitu obou detektorů současně - obr.3.1.1 vpravo.
Radionuklidová čistota homogenních zdrojů ?
První plošné homogenní zdroje ⁵⁷Co, které se začaly vyrábět koncem 70.let, obsahovaly někdy radionuklidové nečistoty ⁵⁶Co (t_1/2 71dní, E_g 511, 847, 1038, 1238, 1771, 2598, 3253 keV) a ⁵⁸Co (t_1/2 79dní, E_g 511, 811 keV), které by díky emisi vyšších energií gama mohly způsobovat arteficielní nehomogenity obrazu. Vyskytlo se dokonce doporučení nepoužívat "čerstvé" zdroje, ale až o stáří cca 6-8 měsíců od jejich pořízení (vzhledem ke kratším poločasům, než je 272 dní ⁵⁷Co, se obsah radionuklidových nečistot podstatně sníží).
Nyní je toto všechno již bezpředmětné, neboť novější zdroje mají přímo z výroby zajištěnu vysokou radionuklidovou čistotu (max. obsah radionuklidových nečistot < 0,1-0,2%).
Pozn.: Pokud bychom při spektrometrickém měření kobaltu-57 kromě základní energie 122+136keV nalezli i vyšší gama-pík 692keV, nejedná se o radionuklidovou nečistotu, ale o skutečný legitimní gama pík tohoto radiouklidu - viz změřené spektrum ⁵⁷Co.
Korekce nehomogenity
Měřením obrazu homogenního zdroje lze v počítači vytvořit matici korekčních koeficientů g_ij, kterými se násobí nekorigované hodnoty scintigrafických obrazů a_ij v jednotlivých pixelech (i,j), čímž vzniká korigovaný obraz a*_ij :

Obr.3.1.3. Počítačová korekce nehomogenity obrazu gamakamery.
Vlevo: Nekorigovaný obraz a_ij homogenního zdroje, vykazující výrazné nehomogenity.
Uprostřed: Matice korekčních koeficientů g_ij.
Vpravo: Vynásobením korekčními koeficienty vzniká korigovaný obraz *a_ij, který je již homogenní.
Pozn.:Místo obvyklé jasové modulece je zde použito izometrické zobrazení, kde výška elementů (pixelů) nad základnou je úměrná obsaženému počtu impulsů. Křivky nahoře jsou příčné řezy, vedené středem obrazů.

Prakticky všechny poruchy a anomálie v zobrazovacích vlastnostech kamery se nejcitlivěji projeví na homogenitě zorného pole. Pro zajištění kvalitního scintigrafického zobrazení je proto potřeba provádět pravidelné testování homogenity. Časové intervaly testování se doporučují minimálně jednou za týden, při zhoršené stabilitě elektronických obvodů kamery každý den (jednotlivé typy kamer mají vlastní doporučené intervaly testování). A samozřejmě po každém elektronickém zásahu do obvodů fotonásobičů, zesilovačů a ADC. V případě zhoršené homogenity je nutno provést seřízení či rekalibraci fotonásobičů (ladění - "tuning") a vytvoření nové korekční matice, v případě hrubších abnormalit i elektronický zásah či opravu.
Jak se homogenita kamery kvantifikuje, kalibruje a koriguje je uvedeno v §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie", pasáž "Homogenita (uniformita) zorného pole kamery".
Závislost homogenity zorného pole na fyzikálních podmínkách
Homogenita zobrazení gamakamery závisí (vedle mechanických, detekčních, optických a elektronických vlastností přístroje) i na na řadě fyzikálních podmínek a parametrů nastavení. Z toho plynou zásady, jež je nutno dodržet při provádění správných fantomových měření pro korekci homogenity. Budeme si je ilustrovat na scintigrafických obrazech experimentálních měření :
Pozn:Na jasově modulovaných obrazech je pro zdůraznění jemných rozdílů použita velmi ostrá jasová modulace -
- LT 80% , UT 95%. Rozdíly homogenity jsou ve skutečnosti daleko mírnější...

- Statistika - počet impulsů v obraze
Pokud není dosaženo dostatečného počtu nastřádaných impulsů v obraze (informační hustoty), mohou se jako nehomogenita projevovat též statistické fluktuace. Tyto rušivé statistické fluktuace samozřejmě postihují i korekční matici homogenity, pokud je nastřádána s nedostatečným počtem impulsů. Na obrázku je vidět, že nedostatečný počet impulsů korekční matice (např. 200 imp./pixel) může velmi nepříznivě ovlivnit statiskický rozptyl korigovaného obrazu a zhoršit tím rozpoznatelnost lézí. Korekční matice by proto měla být nahrávána s co nejvyšším počtem impulsů, min. 1000, optimálně 5000 imp./pixel :

Obr.3.1.4 Vliv statistických fluktuací korekční matice homogenity na výsledek korekce. Obraz homogeního zdroje ^99mTc s kolimátorem HR (nekorigovaný vlevo) je postupně korigován maticemi nastřádanými s různými počty impulsů/pixel - informačními hustotami ID.

- Použitý kolimátor
Klasické kolimátory s paralelními otvory HR, HS, HE (vlastnosti různých typů kolimátoru jsou popisovány v v §4.2, část "Scintigrafické kolimátory"), pokud nemají mechanický defekt, v zásadě neovlivňují homogenitu zobrazení gamakamery. Pro kolimátory divergentní/konvergentní se homogenita již poněkud liší, pro Pinhole se liší podstatně; korekce této odlišnosti se ale většinou neprovádí. Stačí provádět korekci na vnitřní nehomogenitu detektoru.

Obr.3.1.5. Vliv kolimátoru na homogenitu. V horní polovině jsou nekorigované obrazy homogeního zdroje ^99mTc získané s různými kolimátory, v dolní polovině jsou tyto obrazy korigovány maticí pro kolimátor HR.

- Četnost impulsů při akvizi obrazu kamerou
Závislost homogenity obrazu kamery na četnosti registrovaných impulsů je poměrně malá. Podstatnější vliv se začíná projevovat až při registrované četnosti vyšší než asi 30 000 imp./sec. A při velmi vysokém toku gama fotonů (vysoké aktivitě měřeného objektu, řádu GBq) dopadajících na krystal kamery jsou detektor kamery a jeho elektronické obvody zahlceny, dochází k posunům, nárustu mrtvé doby. Při nahrávání korekční matice by aktivita použitého zdroje měla být taková, aby četnost impulsů nepřesahovala cca 10 000 cps.

Obr.3.1.6.Vliv četnosti impulsů na homogenitu.
V horní polovině jsou nekorigované obrazy homogeního zdroje ^99mTc získané při různé četnosti registrovaných impulsů, dané aktivitou zdroje.
V dolní polovině jsou tyto obrazy korigovány maticí pro nízkou četnost (1000 cps).

- Energie gama záření použitého radionuklidu
Scintilace v krystalu, registrace fotonásobiči a polohové kódování vzniklých impulsů závisí na energii fotonů gama. Na obrazech v našem experimentálním měření je vidět, že homogenita zorného pole je závislá na energii gama, takže obecně se doporučuje každý scintigrafický obraz korigovat maticí získanou pro stejnou energii záření gama. Malé rozdíly v energiích však nemají podstatný vliv na homogenitu, takže např. obrazy s techneciem ^99mTc nebo galiem ⁶⁷Ga je možno korigovat maticí pro kobalt ⁵⁷Co - což se běžně dělá (jak bylo výše uvedeno).

Obr.3.1.7. Vliv energie záření gama na homogenitu zorného pole kamery. V horní části jsou nekorigované obrazy homogeních zdrojů různých radionuklidů s různými energiemi emitovaného záření gama. Dole jsou tyto obrazy korigovány maticí pro 140 keV technecia ^99mTc.
Vlevo dole v zorném poli je vidět spektrometrické "rozladění" jednoho z periferních fotonásobičů.

- Spektrometrické nastavení okénka analyzátoru na fotopík - jeho šřřka a symetrie
Nastavení okénka analyzátoru ovlivňuje nejen detekční účinnost a podíl Comptonovsky rozptýleného záření, ale i homogenitu zobrazení. Při okénku nastaveném nesymetricky na celkový fotopík se u jednotlivých fotonásobičů může detekovat či odřezávat poněkud jiná část lokálního fotopíku, což vede k lokálním rozdílům v detekční účinnosti - k nehomogenitě obrazu. Malé rozdíly ve spektrometrickém nastavení (do 5%) však nemají podstatný vliv na homogenitu a výsledek korekce.

Obr.3.1.8. Ovlivnění homogenity zorného pole kamery nastavením okénka analyzátoru. V horní části jsou nekorigované obrazy homogeního zdroje ^99mTc při různém nastavení okénka (šířky 20%) na fotopík. Dole jsou tyto obrazy korigovány maticí pro symetrické nastavení okénka na 140 keV technecia ^99mTc.

- Časový faktor - nestability přístroje
Homogenita gamakamery se může též měnit s časem vlivem nestabilit v detektoru a elektronických obvodech. Korekční matice je proto třeba čas od času kontrolovat a v případě potřeby (nesouhlasu) obnovovat.

Obr.3.1.9. Příklad měření časové stability a změn homogenity zorného pole kamery. Obraz homogeního zdroje ^99mTc je postupně korigován "různě starou" maticí - různým časem mezi vytvořením korekční matice a pořízením obrazu ke korekci.
Vlevo dole v zorném poli je vidět nestabilita jednoho z periferních fotonásobičů.

Technická poznámka: Fyzikální měření homogenních zdrojů a korekčních matic, z nichž pocházejí shora uvedené obrazy, byla prováděna v r.1975-78 (v rámci výzkumné zprávy "Počítašové zpracování dat v nukleární medicíně") na gamakameře PhoGamma HP Nuclear Chicago z r.1973 (obrázek.... vlevo). Na obrázcích je vidět určité rozladění a nestabilita některých fotonásobičů (především perferního fotonásobiče vlevo dole) u konkrétního "kusu" kamery.
Detaily konstrukce a elektronických obvodů od té doby prodělaly značný technický vývoj. Základní fyzikálně-technické principy však platí dosud.

3.2. Měření prostorové rozlišovací schopnosti gamakamery
Fyzikálně-technický parametr prostorová rozlišovací schopnost kamery je definován a podrobněji diskutován v §4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie - kvalita zobrazení a fantomová měření" pasáži "Prostorové rozlišení", zde uvedeme jen základní obrázek :

   Obr.4.5.1 Prostorová rozlišovací schopnost scintigrafického zobrazení - analýza obrazů bodových zdrojů, které se zobrazují jako "rozmazané" rozptylové kroužky.
   Podrobnější diskuse v §4.5, pasáž "Prostorové rozlišení".
K testování polohové rozlišovací schopnosti gamakamery a linearity zobrazení (viz níže "Analýza linearity zobrazení kamery") slouží buď bodové a čárové zdroje, nebo tzv. bar-fantomy.
Pro praktické stanovení rozlišení je vhodnější použít čárový zdroj. Oproti bodovému má čárový zdroj výhodou v tom, že jeho obrazem můžeme vést nezávisle více profilů, popř. tyto profily sčítat - vést širší řez-profil (cca 5-10 pixelů), čímž dostaneme nasumovanou křivku LSF s menšími statistickými fluktuacemi (obr.3.2.1).
Čárový zdroj se používá pro kvantitativní fyzikální měření polohového rozlišení kamery. Je to tenká trubička (průměr by neměl být větší než cca 0,5-1 mm *), kterou naplníme roztokem radionuklidu (nejčastěji ^99mTc) a zobrazíme pomocí kamery s kolimátorem. Obrazem čárového zdroje pak vedeme řezy - profily - a na těchto křivkách LSF (Line Spread Function) stanovíme šířku v poloviční výšce - FWHM, která vyjádřená v milimetrech udává celkové polohové rozlišení kamery pro danou vzdálenost od čela kolimátoru - obr.3.2.1.
*) Pokud se testovací bodový nebo čárový zdroj nepodaří zhotovit dostatečně malý (tenký), je pro objektivní vyhodnocení prostorového rozlišení zapotřebí provést kvadratickou korekci :
         FWHM = [FWHM_m² - D²]^1/2 ,
kde FWHM_m je změřená (nekorigovaná) pološířka, D je průměr či tloušťka bodového nebo čárového zdroje a FWHM je výsledné skutečné (korigované) rozlišení.
Pro detailní fyzikální analýzu lze z profilové křivky čárového zdroje vypočítat i tzv. modulační přenosovou funkci MTF kamery, která udává kontrast zobrazení modelové kosinusové distribuce radioaktivity v závislosti na prostorové frekvenci - viz položku "Modulační přenosové funkce" v kapitole "Matematické algoritmy scintigrafie".

			Obr.3.2.1 Měření prostorové rozlišovací schopnosti čárovým zdrojem
Obrazem čárového zdroje vedeme vhodný profil (řez)	Pološířka D_1/2profilové křivky čárového zdroje udává polohové rozlišení FWHM	Z profilové křivky čárového zdroje lze vypočítat modulační přenosovou funkci

Pro precizní měření polohové rozlišovací schopnosti gamakamer (v planárním režimu) je vhodné čárový zdroj zakomponovat do následujícího jednoduchého fantomu: vlastní tenkou kapiláru upevníme doprostřed na plexitovou desku, v níž jsou po stranách ve vzdálenosti 10cm vyhloubeny dvě malé jamky průměru cca 1mm. Do kapiláry pomocí stříkačky s tenkou jehlou napustíme sloupec roztoku radionuklidu, např. ^99mTc - to je vlastní čárový zdroj. Tentýž roztok stejným způsobem kápneme i do vyhloubených jamek - vzniknou tak dva bodové zdroje v přesně známé vzdálenosti, pro stanovení měřítka zobrazení. Fantom umístíme do zorného pole kamery opatřené požadovaným kolimátorem a pořizujeme scintigrafické obrazy v různých vzdálenostech. Při vyhodnocování vedeme příčné profily (řezy) obrazem v místech bodových zdrojů - ze vzdáleností pixelů jejich maxim stanovíme měřítko zobrazení, kterým násobíme vodorovné souřadnice v grafech profilů. Z profilu přes obraz čárového zdroje - LSF - pak stanovujeme prostorové rozlišení FWHM (příp. i modulační přenosovou funkci MTF) :

Obr.3.2.2. Jeden ze způsobů přesného měření prostorové rozlišovací schopnosti gamakamery.
Vlevo: Jednoduchý fantom s čárovým zdrojem (kapilárou) a dvěma bodovými zdroji pro měření polohové rozlišovací schopnosti gamakamery.
Uprostřed, vpravo: Měření bylo provedeno s náplní ^99mTc ve vzdálenostech 0, 5, 10, 15 a 20 centimetrů od čela kolimátoru HR kamery Nucline TH. Na obrazech a profilových křivkách je vidět degradace rozlišení FWHM se vzdáleností.

K prostému vizuálnímu posuzování rozlišovací schopnosti (a příp. i linearity) kamery se používají transmisní tzv. bar-fantomy. Bar-fantom je tvořen plastovou deskou se soustavou přitmelených olověných absorbčních proužků různých šířek. Mezi proužky olova jsou mezery (šířka mezer a proužků je stejná); bar-fantom se pod kamerou pokládá nad pološný homogenní zdroj. Olověné proužky potom pohlcují záření z homogenního zdroje, zatímco mezerami prochází záření gama volně ke kolimátoru kamery. Na scintigrafickém obraze sledujeme, jaká šířka proužků je ještě rozlišitelná - skutečné polohové rozlišení je pak přibližně dáno 1,75-násobkem nejužšího ještě rozlišeného proužku) :

			Obr.3.2.3. Testování rozlišení gamakamery pomocí bar-fantomu.
Transmisní bar-fantom s proužky ve 4 segmentech	Obraz bar-fantomu s proužky ve 4 segmentech	Obraz bar-fantomu s vodorovnými proužky různých šířek.

3.3. Analýza linearity zobrazení gamakamer
Pro rozbor linearity zobrazení či zkreslení obrazu (jakož i rozlišení - viz níže) se používají lineární čárové zdroje. Na obraze takového čárového zdroje můžeme posuzovat odchylky od přímkového tvaru (§4.5 "Fyzikální parametry scintigrafie", pasáž "Linearita zorného pole kamery"). Čárové zdroje zobrazujeme v různých místech zorného pole kamery a též v různých úhlech, především ve dvou na sebe kolmých směrech. Pro hodnocení linearity mohou v zásadě posloužit i shora uvedené bar-fantomy.
Nejdokonalejším fantomem pro analýzu linearity zobrazení scintilačních kamer je však kartézská lineární mřížka. Je tvořena pravidelnou sítí rovnoběžných a na sebe kolmých tenkých trubiček (hadiček o průměru cca 1mm), umístěných v ekvidistantních vzdálenostech (např. 2 cm). Trubičky se naplní roztokem příslušného radionuklidu, většinou ^99mTc, o vhodné aktivitě (celkově cca 100MBq).

Obr.3.3.1 Kartézská lineární mřížka naplněná roztokem radionuklidu ^99mTc.

Fantom se umístí do zorného pole kamery, základní měření je těsně u čela kolimátoru. U různých druhů kolimátoru (zvláště u konvergentních či Pinhole) se zobrazení provádí i v různých vzdálenostech, abychom vyhodnotili vliv vzdálenosti na měřítko zobrazení a na linearitu či zkreslení obrazu :

Obr.3.3.2 Scintigrafické obrazy lineární pravoúhlé mřížky s různými typy kolimátorů, pořízené v různých vzdálenostech.

U kolimátoru s paralelními otvory (jako je LE HR, vlevo) dostáváme všude lineární zobrazení mřížky, přičemž pro větší vzdálenosti od čela kolimátoru se zhoršuje prostorové rozlišení (rozmazaná mřížka). U konvergentního kolimátoru (jako je SmartZoom s konvergentní středovou částí) se s rostoucí vzdáleností obraz středové části zvětšuje. U kolimátoru Fan Beam (který je konvergentní v transverzálním směru, v axiálním směru je paralelní) se s rostoucí vzdáleností oka mřížky zvětšují jen v transverzálním směru, v axiálním zůstávají stejné. Nejvýraznější závislost na předmětové vzdálenosti vykazuje kolimátor Pinhole: těsně u čela dostáváme obraz mnohonásobně zvětšený, s rostoucí vzdáleností se zoom zmenšuje a pro vzdálenosti nad cca 20cm je obraz již zmenšený. Z obrázků je dále vidět obecný trend zhoršování rozlišovací schopnosti (a tím i kontrastu v obraze) se vzdáleností od čela kolimátoru.
Pokud je mřížkový fantom precizně proveden a vnitřní průměr trubiček nepřesahuje 1mm, může být s výhodou použit i pro měření lokálního prostorového rozlišení v různých místech zorného pole: v požadovaném místě obrazu vedeme přes trubičku kolmý řez a na takto vzniklé křivce LSF stanovíme její šířku v poloviční výšce k vrcholu (FWHM), což je rozlišení v daném místě. Příp. lze vypočítat i regionální modulační přenosovou funkci MTF pro dané místo obrazu.
Pozn.:
První takovou lineární mřížku jsme na našem pracovišti nukleární medicíny v Ostravě-Porubě sestavili v r.1975. Byla tvořena dlouhou tenkou plastovou hadičkou vnitřního průměru 1mm, která byla propletena ekvidistantními drážkami (ve dvou kolmých směrech), vyřezanými v polystyrenové desce. Pomocí injekční stříkačky se plnila roztokem požadovaného radionuklidu, především ^99mTc. Měla rozměry 30´30cm a používala se pro kamery Pho Gamma 3,HP s kolimátory paralelními, Pinhole konvergentními a divergentními, Slant Hole, a pak pro kamery MB9100,9102. Nynější fantom (na obrázku 3.3.1) je proveden stejnou technologií, ale má větší rozměry - 52x46cm, aby pokryl i zorné pole současných SPECT kamer.

3.4. Tomografické fantomy pro SPECT, PET, CT
Pro fyzikální analýzu základních zobrazovacích vlastností tomografických kamer lze v zásadě použít bodových či lineárních zdrojů, podobných jako u planární scintigrafie. K vizuálnímu posouzení a testování tomografických zobrazovacích vlastností kamer SPECT a PET při klinické scintigrafii pak slouží speciální válcové fantomy, většinou typu Jasczak nebo Venstra. Jsou to válce z plexiskla, které se plní roztokem příslušného radionuklidu (pro SPECT většinou ^99mTc, pro PET ¹⁸F). Uvnitř obsahují soustavu tyčinek a kuliček různých velikostí, kam se radioaktivita nedostane a které tedy simulují "studené léze" - obr.3.4.1 nahoře. Další variantou jsou plnitelné nádobky, do nichž můžeme napustit roztok radioindikátoru o vhodné měrné aktivitě k simulování "horkých lézí" a jejich kvantifikaci (SUV, viz níže).

Fantom Jasczak složený (nahoře) a rozložený (dole)			Tomografické SPECT obrazy horní a dolní části fantomu Jasczak
			⁶⁸Ge/⁶⁸Ga válcový fantom jako zdroj anihilačního gama-záření 511keV pro testování a kalibraci PET kamery
Obr.3.4.1 Dva typy tomografických fantomů pro SPECT a PET

Provedeme tomografickou akvizici a na obrazech příčných řezů, po rekonstrukci, pak sledujeme rozlišitelnost lézí v závislosti na velikosti. Můžeme tak testovat vliv různých aspektů akvizice (počet nastřádaných impulsů, počet projekcí, vzdálenosti, posuny centra rotace a pod.) a vyhodnocování (rekonstrukční algoritmus- zpětná projekce či iterativní rekonstrukce, použité filtry) na rozlišitelnost lézí či vznik artefaktů. Fantomy s plnitelnými lézemi mohou sloužit též pro kalibraci parametru SUV (popsaného v §4.2, pasáž "Kvalita scintigrafického obrazu a detekovatelnost lézí"), především u PET zobrazení. Kromě toho je na konci fantomu ještě volný prostor zaplněný homogenní distribucí radionuklidu, který slouží k testování tomografické homogenity. Jak bylo již výše zmíněno, do prostoru válcového fantomu lze umístit i speciální anatomické vložky napodobující struktury mozku, srdce, jater, ledvin a pod.
Vedle fantomů operativně plněných na pracovišti roztokem radionuklidů (většinou krátkodobých - ^99mTc, ¹⁸F) se pro testování gamakamer používají i pevné (uzavřené) fantomy, obsahující uvnitř vhodně distribuované dlouhodobé radionuklidy. Nejčastěji jsou to plošné homogenní zdroje s radionuklidem ⁵⁷Co (jejich použití bylo popsáno výše v pasáži "Testování a kalibrace homogenity zobrazení scintilační kamery"). Pro kalibraci a testování PET kamer se často používají uzavřené tzv. germaniové fantomy, emitující anihilační gama záření 511keV. Jsou plněné mateřským radionuklidem ⁶⁸Ge, který se s poločasem 271 dní elektronovým záchytem přeměňuje na krátkodobý pozitronový radionuklid galium ⁶⁸Ga. Zdrojem anihilačního záření 511keV, detekovaného PET kamerou, je zde dceřinné galium-68 (vzniká při interakci pozitronů emitovaných ⁶⁸Ga s elektrony materiálu), mateřské germanium se na radiaci nepodílí. Ojediněle se používají bodové a čárové zdroje (většinou též germaniové). Pro PET fantomy lze použít i pozitronový radionuklid ²²Na s poločasem 2,6 roků (určitou nevýhodou je zde však vysoké zastoupení tvrdého gama záření 1274keV).
Jednoduchý improvizovaný fantom pro měření zobrazovacích vlastností SPECT a PET kamery
Pro měření základních zobrazovacích vlastností PET kamery - rozlišení, detekční citlivosti, astigmatismu - jsem si zhotovil velmi jednoduchý "fantom" - obr.3.4.2. Z 5cm tlusté desky pěnového polystyrenu pro zateplení dveří jsem o weekendu na chalupě uřezal obdélník 20x70cm, na nějž jsem do středu r=0 a vzdáleností 10, 20, 30 a 34 cm přilepil drobné plastové kónické kyvetky *). Na pracovišti KNM jsem pak pomocí mikropipety na kónické dno kyvetek vtřiknul malé kapičky roztoku radionuklidu fluoru ¹⁸F o přesně stejných aktivitách (při konkrétním měření na obrázku to bylo 1,85MBq) - vznikly tím radiálně rozmístěné bodové zdroje. Tento "fantom" jsem pak přesně symetricky umístil dovnitř detekčního prstence kamery PET.
*) Toto "primitivní" řešení bylo vynuceno okolnostmi: Při generální rekonstrukci našeho pracoviště v r.2011 jsme přišli o poměrně dobře zařízenou elektronickou a mechanickou dílnu se všemi přístroji, mechanickým nářadím (soustruh, vertikální vrtačka, nůžky, ...) a pomůckami. Mechanicky dokonalé provedení proto již pro mne bylo obtížně dostupné. Avšak i toto jednoduché řešení bylo z funkčního hledisla zcela vyhovující...

Obr.3.4.2 Jednoduchý improvizovaný fantom pro měření zobrazovacích vlastností PET a SPECT kamery.
Po akvizici (10min.) vznikl PET obraz těchto bodových zdrojů, na němž jsme pomocí ROI a profilů vyhodnotili prostorové rozlišení a detekční účinnost v závislosti na poloze r v detekčním prstenci PET - srov. §4.3, část "Pozitronová emisní tomografie PET", pasáž "Prostorová rozlišovací schopnost PET". Byl tam dobře vidět i efekt radiálního "astigmatismu" PET zobrazení pro větší vzdálenosti od středu prstence PET (je diskutováno ve zmíněné pasáži "Prostorová rozlišovací schopnost PET" v §4.3) a též mírného snižování detekční účinnosti směrem k periferním oblastem.

Obr.3.4.3 PET obrazy bodových zdrojů ¹⁸F umístěných v různých vzdálenostech r od středu detekčního prstence. Analýzou ROI a profilových křivek těmito obrazy byly změřeny hodnoty detekční účinnosti h a prostorového rozlišení FWHM (měřili jsme na PET kameře GE Discovery na KNM FN Ostrava).
U posledního periferního bodového zdroje ve vzdálenosti r=34cm byla již část jeho obrazu odřezána okrajem zorného pole.

Pro srovnání jsme podobný fantom (0-20cm, podle typických rozměrů při SPECT např. hrudníku), s bodovými zdroji naplněnými ^99mTc, umístli mezi obíhající kamery SPECT. Na rekonstruovaném tomografickém obraze příčného řezu jsme analogickým způsobem vedli profily přes obrazy bodových zdrojů a stanovili prostorové rozlišení a detekční účinnost pro jednotlivé vzdálenosti r od středu rotace :

Obr.3.4.4 SPECT obrazy bodových zdrojů ^99mTc umístěných v různých vzdálenostech r od středu gantry.
Horší prostorové rozlišení u SPECT zobrazení je zde způsobeno relativně velkou vzdáleností od čela kolimátoru (22 cm) - je typické pro SPECT hrudníku; u SPECT mozku (vzdálenost lézí od kolimátorů cca 10 cm) rozlišení činí cca 9-10 mm. Celkově poněkud lepší rozlišení u PET je dáno elektronickou kolimací (§4.3, pasáž "Prostorová rozlišovací schopnost PET"). To je též důvod mnohonásobně lepší detekční účinnosti (citlivosti) PET.

Testování a korekce centra rotace SPECT kamer
Při tomografické scintigrafii SPECT obíhají detektory kamery o hmotnosti řádu stovek kilogramů kolem vyšetřovaného objektu. Pokud ložiska a ramena, v nichž jsou detektory v gantry uchyceny, vykazují mechanické vůle, dochází vlivem gravitačních sil k výkyvům a posunům detektorů, takže rotace neprobíhá přesně kolem pevné osy - dochází k pohybům centra rotace COR (center of rotation). Tyto nežádoucí mechanické posuny a výkyvy zhoršují kvalitu rekonstruovaných tomografických obrazů (a mohly by příp. vést k artefaktům). Pro základní testování centra rotace umístíme do zorného pole kamery bodový zdroj a spustíme jeho scintigrafii SPECT. Příslušný program pak vyhodnocuje odchylky vzniklého obrazce od kruhového pohybu a zjišťuje posuny osy rotace v závislosti na okamžitém úhlu detektoru. Dalším místem s rizikem nežádoucích mechanických pohybů detektorů kamery během rotace jsou jejich vlastní ložiska na nichž jsou detektory upevněny. Pro testování těchto event. axiálních výkyvů nestačí jediný bodový zdroj - používá se několik (např. 3-5) bodových zdrojů rozmístěných ve stanovených místech zorného pole. Příslušná snímání a korekce se dějí pomocí speciálního software pro akvizici u moderních kamer SPECT. U kamer se dvěma či více detektory ("hlavami") se používá komplexnější měřící procedura označovaná zkratkou MHR (Multiple Head Registration), kde se měří a kalibruje i souběh - shoda polohy obrazů z jednotlivých detektorů (srov. níže pasáž "Geometrické sladění obrazů CT s obrazy SPECT a PET"); používá se zde větší počet bodových zdrojů, cca 10.
Na základě výše uvedených měření jsou pro každý úhel rotace uloženy do paměti příslušné korekční koefienty, které při akvizici pacientských studií provádějí patřičné posuny obrazů ve směru X a Y tak, aby odchylky od centra rotace a axiální výkyvy detektorů byly eliminovány.
Pozn.:U pozitronové emisní tomografie PET se stacionárními detekčními prstenci bez mechanických pohybů samozřejmě tento nepříznivý efekt neexistuje a korekce centra rotace a MHR se neprovádějí.

Tomografické fantomy pro CT
U hybridních systémů SPECT/CT a PET/CT se kromě testování a kalibrací scintigrafické části (jak bylo popsáno výše) provádí i měření a testování zobrazovacích vlastností CT části - homogenity, kontrastu obrazu, polohového rozlišení, šumu. Základní měření k denní kontrole správné funkce rentgenky a protilehlých detektorů ("check-up") se provádí bez fantomu - "přes vzduch". Další měření a testování konkrétních zobrazovacích vlastností CT se pak provádějí pomocí válcových vodních a platových fantomů (je jich několik druhů, doporučovaných pro různé typy přístrojů CT). Tyto fantomy obsahují část homogenně naplněnou vodou, v další části jsou umístěny vhodné absorpční struktury - plastové válečky a proužky o různých velikostech, příp. kovové dráty (cca 0,1mm wolframové) - obr.3.4.5. Fantomy se vkládají mezi rentgenku a detektory do centra CT, transmisně se snímají, rekonstruují se transverzální řezy a pomocí Hounsfieldových jednotek se zobrazují a kvantifikují denzity jednotlivých částí.
Test homogenity a šumu se provádí pomocí základní části válcového fantomu, naplněné pouze vodou. Polohové rozlišení a kontract CT obrazu se měří na obrazech absorpčních válečků a proužků (různých vzdáleností) umístěných v dalších částech fantomu, popř. pomocí LSF a MTF z obrazů drátků. Nové CT přístroje mají na vyhodnocení kvality zobrazení speciální programy.

Geometrické sladění obrazů CT s obrazy SPECT a PET
Při fúzi funkčních scintigrafických obrazů SPECT či PET s anatomickými obrazy CT je důležité, aby se struktury zobrazené na obou modalitách geometricky kryly - zobrazovaly se ve stejném místě obrazu (Fúze obrazů, hybridní tomografické systémy). Pro proces tohoto geometrického sladění obrazů se někdy používá ne příliš výstižný název registrace či normalizace obrazů...
Pro tuto kalibraci přesného sladění vzájemného polohového souběhu zobrazovaných struktur SPECT<-->CT či PET<-->CT na hybridních přístrojích se používá scinticrafické+CT zobrazení bodových zdrojů naplněných směsí radionuklidu (^99mTc či ¹⁸F) a kontrastní látky. Radioaktivní látku v těchto vzorcích "vidí" gamakamera SPECT nebo PET, kontrastní látku "vidí" CT. V nejjednodušším případě se to improvizuje 2ml. injekčními stříkačkami, optimálně by to měly být vhodně rozmístěné speciální kyvetky naplněné cca 0,1-0,2 ml. roztoku radioindikátoru s příměsí kontrastní látky. Používá se několik (zpravidla 5-10) takových bodových zdrojů, pravidelně rozmístěných v zorném poli přístroje - zasunují se do otvorů jednoduchého deskového fantomu.
Tato soustava bodových zdrojů, obsahujících radionuklid i kontrastní látku, se současně - in-line - zobrazí scintigraficky na gamakameře (SPECT či PET) a denzitně na CT. Kalibrační program pomocí křížové korelace scintigrafických a CT obrazů stanoví mapu příslušných vzájemných posunuti - měřítkových a afinních transformací, aby se všechny bodové zdroje na SPECT či PET a CT obrazech přesně geometricky kryly. Tato mapa se pak automaticky používá při klinických SPECT/CT či PET/CT fúzích obrazů.

4. Dynamické fantomy
Jsou to fantomy, které modelují různé dynamické děje v organismu, jako je tepání srdce, proudění krve v cévách, filtrační činnost ledvin či jater, dýchání plic, polykání jícnem. Matematické vyhodnocení dynamických scintigrafických studií poskytuje řadu kvantitativních parametrů dynamiky vyšetřovaných biologických dějů, jejichž skutečné hodnoty a priori neznáme a které mohou být ovlivněny a zkresleny některými vlivy, jako jsou statistické fluktuace, geometrické vlivy, absorbce záření v tkáni, nepřesné vymezení zájmových oblastí, neadekvátnost použitého matematického modelu, individuální variabilita u pacientů a pod. Pro exaktní analýzu těchto vlivů a pro vývoj metod a algoritmů výpočtu kvantitativních parametrů tak vznikla potřeba nejsložitějšch typů fantomů, kterými jsou fantomy dynamické. Tyto fantomy modelují časovou dynamiku změn distribuce radioindikátoru v příslušných orgánech a jejich částech. Výhodou je, že skutečné hodnoty parametrů této dynamiky jsou známé - jsou zajištěny konstrukcí fantomu, popř. se dají přesně nastavit.

Takový dynamický fantom může být užitečný ve třech etapách výzkumných a aplikačních prací v oboru nukleární medicíny :

Stručně zde popíšeme několik dynamických fantomů, které jsme vyvinuli (a zkonstruovali buď vlastními silami nebo s pomocí odborné dílny) na Klinice nukleární medicíny v Ostravě v průběhu výzkumných a vývojových prací v oblasti fyzikálně-matematické analýzy a počítačového vyhodnocování scintigrafických studií.
Naším nejjednodušším dynamickým fantomem byl fantom periodického děje realizovaný v r.1973 rotujícím talířem gramofonu nesoucím radioaktivní zdroje (viz níže). V r.1976 jsme při vývoji algoritmů matematické analýzy radionuklidové ventrikulografie (včetně geometrické metody výpočtu absolutního volumu srdeční komory) používali různé pulzující balónky spojené hadičkou s velkoobjemovou kalibrovanou stříkačkou, jejíž píst jsme ručně posunovali - viz obrázek :

Ze zkušeností získaných s tímto jednoduchým fantomem jsme pak vyšli při vývoji našeho motoricky poháněného flexibilního dynamického fantomu srdeční činnosti umožňujícího modelovat jak pulzaci komory, tak centrální hemodynamiku. Nakonec popíšeme náš fantom pro modelování dynamiky polykacího aktu jícnem včetně refluxů a antiperistaltiky.

Rotující fantom periodického procesu
Charakteristickým rysem srdeční činnosti je její periodičnost. Modelem periodického děje je kruhový pohyb (kmitavý pohyb zde není příliš vhodný). Náš první dynamický fantom byl tvořen gramofonem, na jehož talíři byly umístěny bodové zdroje - nádobky s roztokem ^99mTc. Gramofon s rotujícími bodovými zdroji byl umístěn do zorného pole scintilační kamery. Tento fantom sehrál důležitou roli při vývoji metodiky scintigrafického snímání a analýzy rychlých periodických dějů - bylo to v době, kdy scintigrafické systémy ještě neuměly snímat gatované studie. Na okraji kotouče gramofonu byla připevněna clonka přerušující světelný paprsek do fototranzistoru - to simulovalo R-vlnu EKG. Zkonstruovali jsme elektronické obvody (ve spolupráci s Ing.Dubrokou), které do toku scintigrafických dat implementovaly tyto impulsy "R-vlny" z "EKG" a vyvinuli software, který rekonstruoval data z LIST-modu do scintigrafických snímků a konstruoval fázovou dynamickou studii jednoho cyklu synchronně složenou z mnoha běžících cyklů periodického procesu. Tak byla na přístroji CLINCOM vyvinuta a do praxe zavedena metodika hradlované radionuklidové ventrikulografie.

Dynamická scintigrafie fantomu rychlého periodického děje - 3 bodové zdroje ^99mTc umístěné na gramofovém talíři rotujícím rychlostí 78 otáček/min.
a) Záznam scintigrafické studie v LIST-modu; E - hradlovací impulsy z fototranzistoru simulující R-vlnu RKG.
b,c,d,e) Snímky rekonstruované do Frame-modu s různým časovým rozlišením.
f) Vymezení zájmové oblasti na sumárním snímku.
g) Běžné křivky průchodu zdrojů - jsou vidět značné statistické fluktuace.
h) Tytéž křivky vzniklé synchronním složením 60 běžných cyklů - fluktuace výrazně snížené.

Flexibilní dynamický fantom srdeční činnosti pro radionuklidovou ventrikulografii i angiokardiografii
Dynamická scintigrafie srdeční činnosti analyzuje především dva důležité aspekty:

V průběhu výzkumných a vývojových prací na matematické analýze a počítačovém vyhodnocování dynamických scintigrafických studií radionuklidové ventrikulografie a radiokardiografie jsme vyvinuli a ve spolupráci s mechanickou dílnou VŽKG Ostrava zhotovili komplexně pojatý dynamický fantom srdeční činnosti - obr.1. Tento fantom lze použít jak pro radionuklidovou ventrikulografii, kde modeluje pulzování srdeční komory, tak pro bolusovou angiokardiografii, kde modeluje přečerpávací činnost srdce. Všechny parametry, jako je ejekční frakce, tepový volum, reziduální volum, end-diastolický volum, ejekční a plnicí rychlosti, tepová frekvence, minutový volum srdeční, fázové posuny vysílání "gatovacích" impulsů, lze plynule měnit a přesně nastavovat v širokém rozmezí. Tento fantom tak umožňuje velmi komplexní analýzu a ověřování radionuklidových kardiologických metod a jejich přesnou kalibraci.
Pohonná jednotka fantomu
Základem celého fantomu je kalibrovaný pracovní válec (skleněný), v němž se pohybuje píst. Posun pístu je mechanicky zajištěn přes táhlo (ojnici) z kotouče s excentricky umístěným kloubem poháněného přes převodovku elektrickým motorkem - obr.1a. Excentricita pozice kloubu na hnacím disku se dá přesně nastavit, což definuje zdvih pístu - tepový volum. Pomocí regulátoru otáček motoru lze dále plynule měnit frekvenci pohybu pístu ve válci - tepovou frekvenci. Fázové synchronizační impulsy ("gatovací impulsy EKG") jsou snímíny fotoelektricky. Ve vhodném místě obvodu rotujícího hnacího disku je upevněna clonka, která při průchodu kolem fototranzistoru zastiňuje tok světla ze žárovečky. Vzniklé elektrické impulsy jsou vedeny přes běžný kardiomonitor do počítače - simulují R-vlnu EKG. Clonku lze po obvodě hnacího disku libovolně přemísťovat a tím měnit a přesně nastavit fázi periodického procesu, v níž budou hradlovací impulsy vysílány - může sloužit m.j. pro Fourierovskou fázově-amplitudovou analýzu. Celý pracovní válec je umístěn na supportu, jehož posuvem lze plynule nastavit libovolný reziduální volum nezávisle na velikosti zdvihu pístu.

Popisovaný fantom srdeční činnosti může pracovat ve dvou základních režimech :

Pohonná jednotka a regulační část fantomu včetně pracovního válce je společná pro oba řežimy.

Fantom pulzující srdeční komory
Pro modelování pulzace srdeční komory při hradlované ventrikulografii (§4.9.4 "Radionuklidová hradlovaná ventrikulografie") pracuje fantom v uspořádání podle obr.2. V tomto režimu je fantom vhodný pro testování výpočtu ejekční frakce, minutového volumu srdečního, ejekčních a plnicích rychlostí, časových intervalů význačných fází cyklu, Fourierovské fázově-amplitudové analýzy pulzace, ověřování a kalibraci metod výpočtu absolutního volumu srdeční komory, některých aspektů vlivu pozadí a korekce na tkáňové pozadí.

Obr.2. Dynamický fantom srdeční činnosti v režimu pulzujícího balónku. V této variantě slouží fantom pro modelování pulzující srdeční komory při radionuklidové ventrikulografii.

V zorném poli kamery je umístěn gumový balónek, který je hadičkou spojený s pracovním válcem fantomu. Uzavřená soustava (pracovní válec - balónek) je naplněna patřičným množstvím radioaktivního roztoku ^99mTc rovnovážné koncentrace, jehož objem a aktivitu lze přes plnicí ventil snadno měnit. Motoricky poháněný kmitavý pohyb pístu doleva a doprava vede k periodickému naplňování a vyprazdňování radioaktivního rozkoku z balónku - balónek tedy pulzuje podobně jako srdeční komora. Změnou zdvihového objemu pístu, rychlosti jeho pohybu a výchozí polohy lze snadno a přesně nastavit jakoukoliv hodnotu ejekční frakce, tepového a reziduálního volumu, srdeční frekvence, a tím i minutového volumu srdečního (zde pomyslného). Z geometrické konfigurace rovněž plyne hodnota maximální a průměrné ejekční a plnicí rychlosti.
Balónek pulzuje v akváriu pod hladinou radioaktivního roztoku, který reprezentuje absorbující tkáň a tkáňové pozadí. Hloubka uložení balónku a měrná aktivita roztoku pozadí sde dá snadno měnit.
Takto pulzující balónek je snímán scintilační kamerou, přičemž za pomoci hradlovacích impulsů vysílaných clonkou a fototranzistorem je z většího počtu běžících cyklů synchronně složena fázová dynamická studie jednoho cyklu stejně jako u ventrikulografie. Při matematické anylýze a počítačovém vyhodnocování této studie se pak srovnávají vypočtené hodnoty dynamických parametrů s jejich skutečnými hodnotami nastavenými na fantomu. Část takového vyhodnocení fantomové studie ventrikulografie pomocí programu VENTR v našem systému OSTGAM na přístroji GAMMA-11 je na obr.3; byl zaznamenán dobrý souhlas mezi vypočtenými a skutečnými parametry.

Obr.3. Část výsledků komplexního vyhodnocení fantomové radionuklidové ventrikulografie pulzujícího balónku programem VENTR na přístroji Gamma-11.
Vlevo: Scintigrafické obrazy balónku v end-diastole a end-systole. Tabulka skutečných hodnot parametrů fantomu.
Vpravo: Volumová křivka balónku, vzniklá z křivky časového průběhu aktivity po korekci na pozadí a volumové normalizaci pomocí geometricky vypočteného absolutního ED volumu balónku, spolu s vypočtenými dynamickými parametry.

Fantom centrální hemodynamiky
Na obr.4 je schématicky znázorněno uspořádání, v němž fantom modeluje přečerpávací činnost srdce v centrální hemodynamice. Tento režim slouží především pro analýzu a testování bolusové angiokardiografie - výpočtu minutového volumu srdečního, tranzitů, objemů (§4.9.4 "Dynamická radiokardiografie").

Obr.4. Uspořádání dynamického fantomu pro modelování čerpací činnosti srdce pro radionuklidovou angiokardiografii.Poznámka: Scintilační kamera se ve skutečnosti na pracovní válec a diluční nádobku "dívá" kolmo k nákresně.

Jako "levá srdeční komora" v tomto případě slouží přímo pracovní válec, který je spolu s další diluční nádobkou (představující "pravou komoru+plíce") umístěn v zorném poli kamery. Ze zásobní nádoby (rezervoáru o objemu cca 5 litrů - lze měnit) představující celkový krevní volum, se při pohybu pístu doprava čerpá (nasává) přes diluční nádobu a jednocestný sací ventil voda do pracovního válce, při opačném pohybu pístu se sací ventil uzavře a voda je přes otevřený druhý jednocestný ventil vytlačována trubičkou zpět do zásobní nádoby. Ventily se střídavě uzavírají a otevírají, takže fantom zde pracuje jako pístové čerpadlo s plynule nastavitelnými parametry. Součin zdvihu a tepové frakvence udává průtokový výkon čerpadla, tj. "minutový volum srdeční".
Do gumové sací hadičky se ve vhodném okamžiku vstřikne radioaktivní bolus (cca 100MBq 99mTc v 1 ml.) a spustí se dynamická studie radiokardiografie (RKG). Bolus rychle postupuje nejprve do diluční nádobky ("pravé komory"), odkud je, částečně rozředěný, nasáván do pracovního válce a z něho - již zcela rozředěný - po částech vypuzován do zásobní nádoby. Časový průběh radioaktivity v diluční nádobce a v pracovním válci má tak stejný charakter jako v pravé a levé srdeční komoře při bolusové radiokardiografii: prudký nárust při příchodu bolusu, mírnější exponenciální pokles v důsledku dilučního úniku, pak systémová recirkulace radioindikátoru přes zásobní nádobu a postupné ustálení rovnovážné koncentrace radioaktivity v systému.

Obr.5. Po vstřiknutí bolusu do sací hadičky fantomu vidíme na sekvenčních obrazech postupný průchod radioaktivity diluční nádobkou a pracovním válcem, odkud je za stálého ředění postupně vypuzována do zásobní nádoby, načež se část radioindikátoru vrací systémovou recirkulací (jsou vidět dvě vlny systémové recirkulace - první silnější, druhá podstatně slabší). V dalším průběhu se radioindikátor homogenně rozředí v celém systému (tyto obrázky zde již nejsou zachyceny).

Takto vzniklá fantomová dynamická studie je pak zpracována programem RKG pro vyhodnocování radiokardiografie. Křivkami časového průběhu radioaktivity v příslušných zájmových oblastech (příchod bolusu, diluční nádobka, pracovní válec), které reprezentují průchod a diluci radioaktivního bolusu v jednotlivých částech čerpacího systému, jsou prokládány gama-funkce a exponenciální funkce, počítány tranzitní časy, objemy a "cardiac output" obdobně jako při angoikardiografii; vypočtené hodnoty parametrů jsou přitom konfrontovány se skutečnými parametry nastavenými na fantomu. Na obr.6. je ukázána část vyhodnocení takové bolusové fantomové studie pomocí našeho programu RKG. Vypočtené parametry opět velmi dobře souhlasily se skutečnými parametry fantomu.

Obr.6. Ověřování činnosti programu RKG pro komplexní vyhodnocování bolusové radiokardiografie pomocí fantomového měření v uspořádání podle obr.4.
Vlevo: Obrazy některých stádií průchodu radioaktivity fantomem; dole tabulka skutečných parametrů fantomu.
Vpravo: Část výsledků vyhodnocení fantomové studie programem RKG (verze na Gamma-11).

S popsaným fantomem byla provedena řada měření jak v uspořádání pulzujícího balónku podle obr.2, tak v průtokovém čerpacím režimu podle obr.4. Fantom sehrál důležitou úlohu při vývoji metod a algoritmů dynamických metod nukleární kardiologie, jakož i při vytváření příslušného software, který je dosud úspěšně používán (programy VENTR a RKG).
V režimu pulzujícího balónku byl ověřen souhlas všech parametrů počítaných v radionuklidové ventrikulografii (program VENTR) a byla provedena přesná kalibrace geometrické metody stanovení end-diastolického objemu srdeční komory; byla též vyvinuta a ověřena poměrová geometricko-analytická metoda stanovení absolutního volumu srdeční komory.
V režimu průtokového čerpadla byla analyzována dynamika průtoku a diluce a ověřována přesnost stanovení minutového volumu srdečního a různé aspekty kombinované radiokardiografie + ventrikulografie.
Další plánované doplnění fantomu o "zkratovou" trubičku s nastavitelným průtokem, zapojenou mezi levou a pravou komorou, se již bohužel neuskutečnilo - bylo by tak možno testovat metody kvantifikace intrakardiálních zkratů.
Ve srovnání s dosud vyvinutými fantomy má popsaný fantom originální koncepci a výhodu větší flexibility a komplexnějšího využití. Ani některé později vytvořené fantomy (např. "Vangerbild Cardiac Phantom" Amersham) nedosahovaly takové komplexnosti, i když byly po mechanické stránce profesionálně zhotoveny.
Velmi pěkně mechanicky provededný fantom pulzujícího balónku zhotovili též kolegové z Kliniky nukleární medicíny v Olomouci a provedli s ním též řadu měření.

4.3 Fantomová měření dynamiky pasáže jícnem
Pro účely vývoje metodiky matematické analýzy a komplexního vyhodnocování dynamické scintigrafie jícnu a žaludku (§4.9.3 "Dynamická scintigrafie jícnu"), jakož i pro testování korektnosti výsledků programu OESOGAST, jsme navrhli jednoduchý dynamický fantom modelující pasáž radioindikátorem označeného sousta jícnem s možností simulace anomálií včetně antiperistaltiky či gastro-ezofageálního refluxu.
Fantom je znázorněn na obr.vlevo. Sestává z delší hřídele-šroubovnice (délka asi 60 cm), do jejíhož závitu zapadá pouzdro s úchytkou pro zdroje záření gama. Hřídel je postavena svisle v zorném poli scintilační kamery a otáčí se pomocí elektromotorku s možností změny směru otáčení. Při otáčení hřídele se vlivem závitů pouzdro s radioaktivními zářiči pohybuje v zorném poli kamery ve vertikálním směru nahoru nebo dolů – podle směru otáčení elektromotorku. Posun směrem dolů simuluje pasáž sousta jícnem při polykacím aktu, posun nahoru případný reflux či antiperistaltiku.

Při vlastních fantomových měřeních umístíme do držáku (spojeného s pouzdrem na šroubovnici) zdroj záření g - stříkačku nebo ampulku s radionuklidem 99mTc o aktivitě cca 50 MBq. Můžeme použít jednu nebo dvě ampulky (viz níže). S pouzdrem najedeme do horní polohy, pak spustíme elektromotorek v odpovídajícím směru a odstartujeme dynamickou scintigrafickou studii. S různými modifikacemi tohoto uspořádání byla provedena řada fantomových měření.
Základní fantomové měření modeluje normální případ, tj. rychlou a rovnoměrnou pasáž radioindikátoru jícnem při polykacím aktu. Do držáku nastaveného nad horním okrajem zorného pole kamery uložíme jednu nádobku s radioindikátorem, spustíme pohyb směrem dolů a odstartujeme scintigrafickou studii tohoto rovnoměrného (lineárního) pohybu radioindikátoru. Pohyb radioindikátoru pak zastavíme ve vhodném stádiu (představuje dosažení žaludku), scintigrafickou studii však necháme ještě chvíli běžet. Výsledek vyhodnocení této normálové fantomové studie programem OESOGAST je na obr.A. Křivky pasáže radioindikátoru horní střední i dolní částí “jícnu” mají stejnou výšku i šířku, přičemž vypočtené tranzitní časy souhlasí se skutečnými časy pohybu zdroje po šroubovnici, měřenými stopkami. Rovněž transportní funkce i kondenzovaný obraz mají přesně lineární tvar.

Výsledek dalšího fantomového měření je na obr.B. Od předchozího normálového experimentu se liší tím, že v určité fázi pohybu radioindikátoru směrem dolů byl vypnutím motorku pohyb dočasně zastaven na dobu 2 sec., načež byl opět zapnut a pokračoval rovnoměrně až do “dosažení žaludku”. Tento anomální pohyb radioindikátroru je opět na výsledcích počítačového vyhodnocení velmi dobře vidět – křivka střední části “jícnu” je rozšířená o 2 sec. tranzitního času, kondenzovaný obraz a transportní funkce rovněž věrně odrážejí trajektorii pohybu.
Při dalším fantomovém měření byl v průběhu pohybu směrem dolů dočasně změněn směr otáčení motorku, takže radioindikátor se po 2 sec. pohyboval směrem nahoru, načež po opětovném přepnutí pohyb pokračoval již rovnoměrně směrem dolů. Tento rovnoměrný “polykací” pohyb s dočasným návratem je rovněž věrně znázorněn a kvantifikován na počítačovém zpracování scintigrafické studie – obr.C.
Další modifikace fantomového měření se po většinu svého průběhu shodovala s normálovým experimentem rovnoměrného polykání, avšak ke konci během stacionární fáze spočívání radioindikátoru v “žaludku” byl na chvilku opět spuštěn motorek v opačném směru (pohyb nahoru), takže radioindikátor se vrátil zpět do “jícnu”, načež po změně směru opět klesl do pozice “žaludku”. Výsledek vyhodnocení je vidět na obr.D jako simulaci úplného gastro-ezofageálního refluxu.

Poslední typ fantomového experimentu používá dvou zdrojů záření g umístěných v držáku fantomu (viz horní obrázek vpravo). Průběh měření je podobný jako u normálového experimentu – rovnoměrný pohyb dvou těsně vedle sebe ležících zdrojů (na scintigrafických obrazech nejsou rozlišeny, pohybuje se zde jeden zdroj o sumární aktivitě). Po dosažení dolní klidové polohy “žaludku” však na chvíli posuneme jeden ze zdrojů směrem nahoru (ručně do definované polohy), chvíli ho zde necháme a pak jej opět spustíme do pouzdra vedle druhého zdroje. Simulujeme tím gastro-ezofageální reflux části radioindikátoru ze “žaludku” do “jícnu”. Výsledek vyhodnocení vidíme na obr.E, kde z kondenzovaného obrazu je jasně vidět, jak se část radioindikátoru “vyhoupla” dočasně z “žaludku” do dolní části “jícnu”; kvantitativní analýza dala hodnotu refluxu 51,5% v dobré shodě se skutečností (oba zdroje měly stejnou aktivitu, takže skutečný “reflux” činil 50%).
Fantomová měření tohoto druhu jsou originální a nebyla dosud v literatuře (nám známé a dostupné) uvedena. Byla velmi užitečná při vývoji jednotlivých algoritmů matematické analýzy transportu radioindikátoru jícnem (analýza křivek, konstrukce transportní funkce a kondenzovaného obrazu) a ověřování korektnosti výsledků vyhodnocení programem OESOGAST.
Pozn.: Inspirováni touto naší prací si obdobný fantom dynamiky jícnu zkonstruovali na Klinice nukleární medicíny vojenské nemocnice v Krakově. Místo závitové hřídele použili ozubený řemen, fantom vypadá velmi dobře - gratulujeme !

Jaderná fyzika a fyzika ionizujícího záření
Jaderná a radiační fyzika	Detekce a spektrometrie záření	Aplikace záření
S c i n t i g r a f i e	Počítačové vyhodnocování scintigrafie	Radiační ochrana
Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu \| Antropický princip aneb kosmický Bůh
AstroNuklFyzika ® Jaderná fyzika - Astrofyzika - Kosmologie - Filosofie


Obr.1a. Detail pohonné části fantomu s hnacím diskem a stupnicí pro nastavení zdvihového objemu a s clonkou a fotoodporem vysílajícím synchronizační impulsy.	Obr.1b. Celkový pohled na fantom v režimu modelujícím čerpací činnost srdce.


Dynamický fantom pasáže radioindikátoru jícnem.	Simulace refluxu s použitím dvou zářičů.


A. Normální rovnoměrný pohyb	B. Pohyb se similací retence	C. Pohyb se simulací antiperistaltiky


D. Pohyb se simulací g.-e. refluxu 100%	E. Simulace gastro.-esofag. refluxu 50%


Scintigrafie		Počítačové vyhodnocování

Fantomy, fantomová a fyzikální měření v radionuklidové scintigrafii