ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE

Rozměr: px
Začít zobrazení ze stránky:

Download "ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE"

Transkript

1 ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISETAČNÍ PRÁCI

2

3 České vysoké učení technické v Praze Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření Ing. Jaroslav Ptáček VYLEPŠENÍ POMĚRU SIGNÁLU K ŠUMU U SCINTIGRAFICKÝCH VYŠETŘENÍ SKELETU Doktorský studijní program: Aplikace přírodních věd Studijní obor: Radiologická fyzika Teze disertace k získání akademického titulu ''doktor'', ve zkratce ''Ph.D.'' Praha, 2014

4

5 Disertační práce byla vypracována v distanční formě doktorského studia na Katedře dozimetrie a aplikace ionizujícího záření Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze. Uchazeč: Ing. Jaroslav Ptáček Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany FN Olomouc I. P. Pavlova 6, Olomouc Školitel: prof. Ing. Václav Hušák, CSc. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc I. P. Pavlova Olomouc Oponenti: prof. MUDr. Martin Šámal, DrSc. Ing. Jiří Trnka, Ph.D. Teze byly rozeslány dne: Obhajoba disertace se koná dne... v... hod. před komisí pro obhajobu disertační práce ve studijním oboru Radiologická fyzika v zasedací místnosti č.... Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze. S disertací je možno se seznámit na děkanátu Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze, na oddělení pro vědeckou a výzkumnou činnost, Břehová 7, Praha 1. Prof. Ing. Tomáš Čechák, CSc. předseda komise pro obhajobu disertační práce ve studijním oboru Radiologická fyzika Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská ČVUT, Břehová 7, Praha 1

6

7 Obsah 1. Shrnutí současného stavu problematiky Cíl práce Materiál a metodika Provedení dekonvoluce Logaritmické zpracování obrazu Vlnková transformace Provedení logaritmického zpracování projekcí Iterativní rekonstrukce a korekce na zeslabení Potlačení šumu NeighShrink Hledání vhodného nastavení jednotlivých metod Popis způsobu hodnocení úprav obrazu Nalezení vhodných parametrů Provedení rekonstrukce fantomových dat Porovnání výsledků navrženého algoritmu s rekonstrukcemi na pracovní stanici Siemens Porovnání výsledků navrženého algoritmu s rekonstrukcemi Jaszczak fantomu pomocí rekonstrukčního algoritmu Evolution Provedení rekonstrukce pacientských dat Hodnocení výsledků úprav pomocí navrženého algoritmu Výsledky hodnocení pacientských studií Porovnání s výsledky rekonstrukcí na stanici Siemens Porovnání s výsledky rekonstrukcí na stanici GE Xeleris Diskuze Použití dekonvoluce Použití logaritmického zpracování obrazu Použití vlnkové transformace Výsledky získané pomocí navrženého algoritmu fantomové studie Výsledky získané pomocí navrženého algoritmu pacientská studie Závěr Literatura Seznam prací vztahujících se k disertaci RESUMÉ SUMMARY

8 1. Shrnutí současného stavu problematiky Scintigrafické zobrazování skeletu patří k běžně používaným zobrazovacím metodám v nukleární medicíně. S její pomocí lze objevit patologické procesy v kostní tkáni dříve, než budou patrné morfologické změny zachytitelné například při rentgenovém zobrazování [1]. Po uplynutí dvou až tří hodin od nitrožilní aplikace MBq (pro 70 kg pacienta) osteotropního radiofarmaka značeného 99m Tc se přistupuje k samotnému vyšetření. Nejčastější varianta vyšetření se skládá ze dvou fází. Nejprve je provedena celotělová scintigrafie s použitím dvoudetektorové scintilační kamery v planárním režimu a je pořízena přední i zadní projekce. Celotělová scintigrafie slouží k prvotnímu hodnocení postižení skeletu. Vzhledem k sumačnímu charakteru planárního zobrazování [2] je zvláště v hůře hodnotitelných oblastech vhodné doplnit celotělovou scintigrafii o tomografické vyšetření SPECT. Následnou rekonstrukcí s použitím filtrované zpětné projekce nebo iterativní rekonstrukce se získá trojrozměrné zobrazení skeletu. Tomografické obrazy sice v porovnání s planárním zobrazením vykazují až o řád vyšší hladinu šumu, ale díky tří až čtyřnásobnému nárůstu kontrastu obrazu je postižení skeletu na tomografických obrazech dobře lokalizovatelné [3]. Omezená prostorová rozlišovací schopnost scintilační kamery s kolimátorem, která se navíc mění s rostoucí vzdáleností zobrazovaného objektu od čela kolimátoru zhoršuje kvalitu zrekonstruovaných obrazů. Zřejmě nejzávažnějším projevem nedokonalé prostorové rozlišovací schopnosti je efekt částečného objemu [2]. Díky tomuto jevu dochází k poklesu počtu impulzů zaznamenaných ve zdrojích zmenšující se velikosti. Je to dáno tím, že při zobrazování dochází ke konvoluci skutečné distribuce radiofarmaka s funkcí charakterizující prostorovou rozlišovací schopnost zobrazovacího systému PSF (point-spread function) [4]. Efekt částečného objemu je tím výraznější, čím je zobrazovaný objekt menší a uvádí se, že se začíná projevovat už u objektů s průměrem menším než 3-4 násobek prostorové rozlišovací schopnosti systému [3]. Úroveň šumu v pozadí není tímto jevem nijak narušena a při snižování signálu vlivem efektu částečného objemu dochází v zobrazovaných lézích k poklesu poměru signálu k šumu. Poměr signálu k šumu (SNR) je důležitým parametrem, jehož velikost rozhoduje o viditelnosti jednotlivých objektů v obraze. V situacích, kdy je SNR < 4 může být již velmi obtížné až nemožné objekt detekovat [5]. Jistého úspěchu v potlačení efektu částečného objemu lze dosáhnout s pomocí RC koeficientů (recovery coefficients). Jedná se o převrácené hodnoty poměru mezi skutečným a měřeným kontrastem obrazu určené pro různé velikosti lézí [2]. Při znalosti skutečné velikosti zobrazovaného objektu je možné v něm naměřený počet impulzů nebo objemovou aktivitu radiofarmaka korigovat příslušným RC koeficientem. Nevýhodou této metody je, že k jejímu provedení je nutná znalost velikosti objektu, která je v případě dostupnosti pouze nukleárně medicínského zobrazení bez CT nebo MR, špatně zjistitelná. Chyba, která vzniká při nepřesném vyznačení oblasti objektu, je dále znásobena velkou hodnotou RC koeficientu pro malé objekty. Tato metoda korekce na efekt částečného objemu tedy není příliš spolehlivá. Všichni dodavatelé moderních SPECT systémů v současné době nabízejí softwarové nástroje určené k potlačení vlivu efektu částečného objemu. Tyto metody bývají souhrnně označovány jako resolution recovery rekonstrukce. Jejich funkce je založena na modelování závislosti rozlišení kolimátoru s rostoucí vzdáleností zobrazovaného objektu od čela kolimátoru a začlenění tohoto modelu do iterativní rekonstrukce [6]. Díky zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti je dosaženo potlačení projevů efektu částečného objemu. Kromě toho tyto rekonstrukční procesy obsahují i algoritmy potlačující šum v obraze. Oba dva tyto postupy tedy ve svém důsledku vedou ke zvýšení SNR. Ke správné funkci těchto algoritmů je nutné vytvořit model odezvy kolimátoru na zdroje v různé vzdálenosti od jeho čela a začlenit tento modelu do iterativní rekonstrukce. Vytvoření systémové 5

9 matice je náročný úkol, který je řešen buď přímým měřením PSF v různých vzdálenostech od čela kolimátoru a použitím vyhledávacích tabulek nebo pomocí simulací tvaru PSF. Dodavatelé SPECT kamer s resolution recovery rekonstrukcemi proto volí různé strategie, jak si tento úkol usnadnit, resp. snížit časovou náročnost rekonstrukcí [7]. Nevýhodou resolution recovery rekonstrukčních algoritmů (Siemens Flash3D, GE Evolution, Philips Astonish) je, že uživatel zcela přesně neví jaké všechny úpravy a kdy jsou s obrazem prováděny a jestli jsou volitelné parametry jako počet iterací, subsetů a post-rekonstrukční filtr jedinými nastaveními, které ovlivňují výsledek rekonstrukce. Srovnání kvality obrazů rekonstruovaných s pomocí resolution recovery algoritmů s a bez filtrace [6] ukázalo, že při použití doporučené postrekonstrukční filtrace dochází pouze ke snížení úrovně šumu v obraze a nedochází ke zlepšení prostorového rozlišení systému. Další nevýhodou je, že resolution recovery rekonstrukce jsou nepřenosné. To znamená, že projekční data z kamery jednoho typu nelze zrekonstruovat pomocí resolution recovery z kamery jiného typu. 2. Cíl práce Cílem práce bylo vyzkoušet, zda lze s použitím vybraných algoritmů zpracování obrazu a bez jakéhokoli modelu zobrazovacího systému dosáhnout podobných výsledků jako při rekonstrukci s výrobcem dodaným běžným rekonstrukčním algoritmem a resolution recovery algoritmem. Snahou bylo použít minimální množství filtračních kroků a to i na úkor mírného zvýšení šumu ve výstupních obrazech a zároveň zlepšit nebo alespoň zachovat prostorovou rozlišovací schopnost systému. Určité zvýšení šumu v obraze je tolerovatelné, pokud je provázeno odpovídajícím zvýšením kontrastu lézí resp. poměru signálu k šumu. 3. Materiál a metodika K provedení zamýšlených úprav byla vybrána trojice algoritmů používaných pro změny různých vlastností různých typů obrazů. Na základě jejich působení na obraz byl sestaven algoritmus úprav, který měl vést ke zvýšení SNR, SBR, tomografické prostorové rozlišovací schopnosti a maximálnímu možnému snížení šumu, aby nebylo nutné používat post-rekonstrukční filtraci a nedocházelo ke zhoršování prostorové rozlišovací schopnosti. Navržený algoritmus úprav sestával z následující posloupnosti kroků: 1) provedení dekonvoluce projekcí se známou odezvou systému na bodový zdroj (point-spread funkcí - PSF) systému metodou Lucy-Richardsonovy dekonvoluce; 2) úprava získaných projekcí pomocí logaritmického zpracování obrazu; 3) rekonstrukce transverzálních řezů pomocí OSEM iterativní rekonstrukce a provedení korekce na zeslabení; 4) potlačení šumu pomocí Neigbourhood Shrinking metody založené na vlnkové transformaci zrekonstruovaných řezů; 5) použití post-rekonstrukční filtrace 2D Gauss filtrem. 3.1 Provedení dekonvoluce Prvním krokem byla dekonvoluce projekcí s pomocí známé PSF systému. Dekonvolucí obrazu s PSF systému, by měl vzniknout obraz skutečné distribuce radiofarmaka [4], [8]. PSF systému v různých vzdálenostech od čela kolimátoru je nutné změřit pomocí čárového zdroje. Dekonvolučních postupů je k dispozici celá řada, avšak práce [8], [9] prokázaly užitečnost použití iterativní Lucy-Richardsonovy dekonvoluce v oblasti nukleárně medicínských či astronomických 6

10 obrazů. Všechny iterativní dekonvoluční postupy mají jednu společnou vlastnost. Rostoucí počet iterací zvyšuje hladinu šumu ve vznikajícím obraze. Na druhou stranu dochází s rostoucím počtem iterací ke zlepšování prostorové rozlišovací schopnosti. Tato vlastnost byla ověřena pomocí měření tomografické FWHM čárového zdroje s různým počtem iterací dekonvoluce. Při dekonvoluci je nutná správná volba pološířky PSF. Šířka PSF byla odvozena interpolací z měření FWHM v různých vzdálenostech od čela kolimátoru s uvážením vzdálenosti detektoru od středu zobrazovaného objektu. K ověření možnosti použít pouze jedinou PSF byla provedena simulace s různými velikostmi zdrojů (bez přítomnosti šumu) konvolvovaných s Gauss filtrem s FWHM 4 pixely a dekonvolvovaných Gauss filtrem s FWHM v rozmezí 1 10 pixelů a počtem iterací dekonvolučního algoritmu 5 a 10. Dekonvolucí pomocí různých FWHM bylo zkoumáno, jaké bude obnovení původního signálu v objektu. Výsledkem simulace je zjištění, že pokud se použijí FWHM větší než která obraz rozmazala, potom je rozdíl v intenzitách obnovených signálů mezi jednotlivými většími FWHM malý. Naopak použití menších FWHM vede k prudkému poklesu obnovení signálu. Vzhledem k efektu zeslabení svazku fotonů při průchodu látkovým prostředím však bude příspěvek vrstev k obrazu dané projekce směrem od čela detektoru exponenciálně klesat (stejně tak nepřesnost vnesená z dané vrstvy do celé projekce použitím jediné PSF). Vzhledem k 360 rotaci a sudému počtu projekcí se bude situace v protilehlých projekcích opakovat a při rekonstrukci obrazu se poměr mezi intenzitou signálu před dekonvolucí a po dekonvoluci v různých hloubkách fantomu téměř vyrovná. 3.2 Logaritmické zpracování obrazu Metoda logaritmického zpracování obrazu (LIP) byla uvedena v polovině 80-tých let 20. století a je použitelná pro zpracování obrazů s omezeným rozsahem intenzit [10], [11]. Základním problémem stojícím u vzniku teorie LIP bylo sčítání dvou obrazů, resp. jak sečíst dva obrazy intenzity z nichž každý má svůj rozsah intenzit tak, aby nedošlo k překročení tohoto rozsahu. Ukázalo se, že klasické sečtení dvou obrazů není vhodným řešením v situacích, kdy obrazy zachycují průchod světla optickými systémy, jedná-li se o popis vnímání jasu obrazu lidským okem a také u digitálních obrazů. U prvních dvou případů klasické sečtení nebo vynásobení obrazů neodpovídá fyzikálním zákonitostem. U digitálních obrazů zase může dojít k překročení rozsahu intenzit. Bylo prokázáno, že LIP je použitelné v celé řadě aplikací pro zpracování obrazu jako například korekce osvětlení scény, vylepšení kontrastu a ostrosti obrazu, detekci hran a segmentaci, kompresi a lze jej zakomponovat i do zpracování obrazů pomocí vlnkové transformace [12],[13] Vlnková transformace Vlnková transformace (WT) byla odvozena ze známější Fourierovy transformace (FT) a začala být intenzivně využívána pro analýzu signálů od konce 90. let 20. století. Fourierova transformace poskytuje informaci o prostorových frekvencích obsažených v obraze (FT je obraz převeden z prostorové oblasti do frekvenční domény). Jakákoli změna provedená ve frekvenční doméně se ale projeví v celé prostorové oblasti [14], [15], [16]. Tato situace běžně nastává i v nukleární medicíně, kdy se odřezání určitých prostorových frekvencí během filtrace projeví v celém obraze např. ztrátou prostorového rozlišení obrazu. WT nabízí možnost získat informaci zároveň o prostorových frekvencích v obraze a jejich poloze. Kvůli nestacionárnímu charakteru obrazů v nukleární medicíně (obrazy nevykazují periodické chování, důležité informace jsou lokalizovány v prostorové i frekvenční oblasti) jsou obě tyto informace pro zpracování obrazů v nukleární medicíně zásadní [17]. Bázová funkce WT (mateřská vlnka) má omezenou délku a během WT dochází postupně k jejímu škálování a posouvání přes celou prostorovou oblast. Tímto postupem je možné zjistit jaké prostorové frekvence a kde se v obraze nacházejí [15], [18]. Škálování bázové funkce WT také umožňuje použít delší funkci pro analýzu nízkých prostorových frekvencí (typicky se jedná o zobrazované objekty) a krátkou funk- 7

11 ci pro vysoké frekvence, jejich typickým představitelem je šum. WT lze využít pro potlačení šumu ve scintigrafických, ale i jiných obrazech, případně jiných typech signálu. Zatímco filtrace odstraňuje část vysokých prostorových frekvencí, kde se typicky nachází především šum a ponechává pouze nízké prostorové frekvence, zastupující zobrazované objekty, s pomocí WT je možné potlačit přítomný šum všude tam kde se nachází a zachovat veškerý možný signál bez ohledu na jeho prostorovou frekvenci [19]. Jednou z důležitých vlastností vlnkové transformace z hlediska potlačení šumu je to, že nemění vlastnosti Gaussovského šumu, tedy koeficienty vlnkové transformace šumu mají stejné statistické rozdělení jako původní šum [20], [21]. Uvedené neplatí pro jiné distribuce šumu jako je například Poissonovské rozdělení [22]. Rozklad dekonvolucí upravených projekcí byl proveden pomocí MRA (multi-resolution analysis) [14], [18], [23] s dyadickým prodloužením filtrů metodou A`Trous [24], [25], [26], [27]. Rozkladem je v každé úrovni získána čtveřice obrazů (čtveřice matic koeficientů vlnkové transformace). Z této čtveřice jedna matice tvoří tzv. aproximace (koeficienty odpovídající nízkým prostorovým frekvencím v obraze) a zbylé tři jsou horizontální, vertikální a diagonální detaily (tyto obsahují vysoké prostorové frekvence a tedy i šum). Použitou bankou filtrů tvořenou dvojicí dekompozičních a rekonstrukčních filtrů byla Koren-Laineova banka filtrů [17], [25], [28], [29]. Po modifikaci koeficientů vlnkové transformace byl upravený obraz projekce zrekonstruován zpětným postupem Provedení logaritmického zpracování projekcí LIP zavádí novou aritmetiku pro operace s upravovanými obrazy. Modifikací jednoduchého algoritmu navrženého pro vylepšení kvality obrazu [30] s použitím LIP [31] je možné kontrolovat kontrast a ostrost zpracovávaného obrazu pomocí dvojice parametrů α a β. Empiricky bylo ověřeno, že nejlepších výsledků je dosaženo při aplikaci LIP na koeficienty ve druhé úrovni rozkladu vlnkovou trasnformací. V této úrovni totiž mají koeficienty detailů zachováno dobré prostorové rozlišení (nejsou ještě příliš rozmazány dyadicky prodlouženými filtry) a zároveň obsahují nižší úroveň šumu (právě díky rozmazání dyadicky prodlouženými filtry). Určitým úskalím použití LIP na koeficienty detailů je to, že tyto matice obsahují i záporné hodnoty, což je dáno charakteristikou filtrů použitých k rozkladu obrazu projekce. LIP poskytuje obrazy, jejichž výsledné hodnoty se vyskytují v rozsahu (, M ), kde M je kladná maximální intenzita ve zpracovávaném obrazu jeho rozsah. Narušení původní symetrie koeficientů detailů vlnkové transformace je tím větší, čím vyšší jsou hodnoty použitých parametrů α. Empiricky bylo zjištěno, že toto narušení symetrie přispívá ke zvýraznění přechodů mezi oblastmi s rozdílným počtem impulzů v pixelu (resp. rozdílnou objemovou aktivitou v zobrazovaném objektu) a ke zvýšení kontrastu koeficientů, ale jeho příliš vysoká hodnota vede k vzniku artefaktů v obraze (vymizení signálu v těsném okolí aktivních lézí). Parametr β kontroluje ostrost zvýrazněných hran. Kromě parametrů α a β je nutné zvolit i velikost průměrovací matice. Větší matice produkuje ostřejší obrazy, avšak za cenu výrazného nárůstu šumu. Pro účely této studie byla zvolena matice o velikosti 3x3 pixely. 3.3 Iterativní rekonstrukce a korekce na zeslabení Vzhledem k tomu, že SPECT vyšetření skeletu jsou rekonstruována iterativní rekonstrukcí, byla pro tento účel vytvořena její jednoduchá verze. V rámci uživatelsky vytvořené rekonstrukce nebyl použit žádný datový, systémový nebo jiný model. OSEM rekonstrukce umožňuje volit počet iterací a subsetů [32], [33], [34], [35]. Po provedení rekonstrukce byly výsledné tomografické řezy (pouze v případě fantomu Jaszczak) korigovány na zeslabení pomocí Changovy multiplikativní metody [2], [36]. 8

12 3.4 Potlačení šumu Ve zrekonstruovaných obrazech po dekonvoluci a LIP bylo nutné potlačit šum. Vzhledem k požadavku použití co nejmenšího počtu filtračních kroků byla za tímto účelem zvolena metoda vlnkové transformace a selektivní modifikace jejích koeficientů. K potlačení šumu je možné použít celou řadu různých nastavení prahu od nějž budou všechny koeficienty detailů považovány za šum, např. univerzální práh, minimax práh, SURE práh, prostorově adaptivní práh [37] a také metody založené na průzkumu obsahu sousedních pixelů. Jednou z těchto metod je Neighbourhood Shrinking (NeighShrink) metoda [38], [39], [40], [41], [42] založená na předpokladu, že velké koeficienty vlnkové transformace signálu by měly být ve svém nejbližším okolí obklopeny rovněž velkými koeficienty NeighShrink Metodou NeighShrink je možné samostatně upravovat koeficienty detailů na všech úrovních rozkladu. Výpočet faktoru použitého pro modifikaci koeficientů detailů je založen na znalosti úrovně šumu v obraze. Ta je však předem neznámá a je nutné ji určit na základě analýzy koeficientů detailů v první úrovni rozkladu [14], [17]. Původní metoda NeighShrink nedovolovala kontrolovat míru potlačení šumu. Proto se jako užitečné ukázalo použítí modifikovaného vztahu pro výpočet prahu [40], který zavádí koeficient K <1 snižující sílu potlačení. Vhodným nastavením tohoto parametru je možné kontrolovat výslednou hladinu šumu v obraze. Metoda NeighShrink byla použita na koeficienty vlnkové transformace transverzálních, sagitálních a koronálních řezů zrekonstruovaného objektu. Získané obrazy byly zprůměrovány a metoda tak fungovala jako pseudo-3d potlačení šumu. 3.5 Hledání vhodného nastavení jednotlivých metod K vyhledání vhodného nastavení jednotlivých metod byla provedena fantomová měření. Pro měření byl použit Jaszczak fantom Flangeless Esser PET Phantom (Data Spectrum Corporation, USA). Tento fantom obsahuje plnitelný prostor pro vytvoření tkáňového pozadí a také plnitelné cylindrické zdroje (léze) o průměrech 8 mm, 12 mm, 16 mm a 25 mm. Velikosti lézí se nachází v oblasti, ve které se projevuje efekt částečného objemu. K pořízení projekcí byla použita scintilační kamera Siemens e.cam DualHead (Siemens Medical Solutions USA, Inc.). Fantom byl plněn roztokem 99m Tc tak, aby bylo dosaženo různých poměrů objemových aktivit v lézích a pozadí. K vytvoření tkáňového pozadí byla vždy použita přibližně shodná aktivita pohybující se kolem 130 MBq. Plněním lézí různými objemovými aktivitami bylo dosaženo poměrů objemových aktivit léze ku pozadí 3,7:1; 9,5:1 a 12,6:1. Takto vytvořené fantomy byly zobrazeny vždy několikrát se stejným nastavením akvizičního protokolu jako je používán pro SPECT vyšetření skeletu pacientů. Kromě studií, které svou kvalitou odpovídají pacientským, byly ještě pořízeny vždy dvě studie s výrazně vyšším počtem impulzů (HQ studie). Kvalitnější studie posloužily k přesnému zjištění polohy lézí (které by nemusely být při pacientské kvalitě dat viditelné) a automatickému vytvoření oblastí zájmu v nichž byly hodnoceny parametry obrazu Popis způsobu hodnocení úprav obrazu Pro účely hodnocení vlivu provedených úprav na tomografické řezy byly použity následující parametry obrazu: 1) poměr signálu k šumu (SNR) pro jednotlivé léze; 2) poměr signálu k pozadí (SBR) pro jednotlivé léze; 3) šum v oblasti s homogenní distribucí radiofarmaka; 4) tomografická prostorová rozlišovací schopnost po úpravách projekcí a rekonstruovaného 9

13 obrazu. Velikost poměru signálu k šumu SNR je důležitým faktorem pro detekovatelnost léze. Uvádí se, že poklesne-li SNR zobrazovaného objektu pod 4, stává se objekt velmi špatně detekovatelným. Úpravy obrazu musí být prováděny s ohledem na původní parametry zobrazovaného objektu. Poměr mezi signálem v lézi a pozadím tedy nesmí překročit skutečně použitý poměr mezi objemovou aktivitou léze a pozadí. Proto byl dalším sledovaným parametrem poměr signálu k pozadí. Dalším sledovaným parametrem byl samotný šum v obraze daný σ. Účelem všech použitých metod úprav obrazu bylo zvýšit SNR lézí nebo tomografickou prostorovou rozlišovací schopnost a zachovat úroveň šumu na úrovni před zvýšením SNR. Přílišné potlačení šumu s použitím metod založených na vlnkové transformaci totiž vede k výraznému rozmazání obrazu resp. vytváření rozsáhlých hladkých ploch bez šumu, které výrazně narušují vzhled obrazu. Na výsledných obrazech resp. s použitím nalezeného nastavení byla měřena i tomografická prostorová rozlišovací schopnost systému Nalezení vhodných parametrů V případě hledání vhodného nastavení OSEM rekonstrukce byly opakovaně prováděny rekonstrukce výše uvedených fantomů s různým nastavením počtu iterací (při fixní hodnotě 2 subsety). Za vhodný počet iterací byl považován ten, při němž bylo dosaženo maximálního SNR pro nejmenší objekty ve zrekonstruovaném obraze. Při použití 2 subsetů bylo zjištěno, že maximální hodnota SNR nejmenších objektů nastává při 4 iteracích OSEM algoritmu, tedy při 8 efektivních iteracích (součin počtu iterací a subsetů). Opakované úpravy a rekonstrukce byly použity i při hledání vhodného nastavení iterativní Lucy-Richardsonovy dekonvoluce. Vzhledem k tomu, že primárním účelem dekonvoluce je zlepšit prostorové rozlišení, byl hledán nejvyšší možný počet iterací, při němž je ještě změna SNR kladná. Rostoucí počet iterací dekonvolučního algoritmu totiž sice zvyšuje SBR jednotlivých lézí, ale rychlý nárůst úrovně šumu způsobuje, že SNR jednotlivých objektů od určitého počtu iterací klesá. Rozsah hledání byl od 1 do 10 iterací a 2 subsetů. Hledání parametrů α a β LIP bylo také prováděno pomocí opakovaných rekonstrukcí tomografických řezů. Byly použity různé kombinace α a β (obojí v rozsahu celých čísel 1 3). Ani α ani β nemusí být celá čísla, ale z praktických důvodů byla tato volba nejvhodnější. Vizuálním hodnocením bylo zajištěno, že už při hodnotách α> 3 se v obraze začínají vyskytovat artefakty. Rostoucí parametr β kontrolující ostrost obrazu měl malý vliv na SBR zdrojů, ale díky zvyšování úrovně šumu snižoval SNR. Posledním hledaným parametrem byla hodnota K metody NeighShrink. Opakované rekonstrukce byly provedeny pro celkem 10 hodnot K =[1,1 /2,1/3,.1/10], kdy K =1 způsobuje největší potlačení šumu. Zkušebním kritériem pro nalezení vhodného nastavení K bylo dosažení stejné úrovně šumu jako před zahájením veškerých úprav obrazu (pouze s použitím uživatelské OSEM rekonstrukce s nalezenými vhodnými parametry). Získané optimální hodnoty nastavení jednotlivých kroků algoritmu byly použity na úpravy fantomových dat s použitím uživatelské OSEM rekonstrukce a dále porovnány s rekonstrukcí pomocí Siemens OSEM rekonstrukce a GE Evolution for Bone rekonstrukce. Rovněž bylo provedeno klinické hodnocení vlivu navrženého algoritmu na pacientské obrazy. 4. Provedení rekonstrukce fantomových dat Tabulka 1 uvádí celkový přehled výsledků fantomové studie. Nejmenší zdroj u fantomu s nejnižší objemovou aktivitou byl velmi špatně zobrazitelný a při hodnocení nebyl uvažován. S pomocí nalezených parametrů bylo pro všechny použité poměry objemových aktivit lézí a pozadí a všechny velikosti lézí dosaženo více než 40% nárůstu SNR. Nejmenší nárůst byl pozorován u fantomu s nejnižším poměrem objemových aktivit. Je to dáno vysokou počáteční hla- 10

14 dinou šumu, která nedovoluje větší posun v hodnocených parametrech. Kromě SNR, SBR, úrovně šumu a vizuálního zhodnocení zlepšení detekovatelnosti bylo ještě provedeno měření zlepšení tomografické prostorové rozlišovací schopnosti. Ukázalo se, že změřená FWHM po rekonstrukci s klinicky používanými parametry OSEM rekonstrukce je 7,4 mm, kdežto po provedení navržených úprav to bylo 5,4 mm (zlepšení o 27 %). Dále bylo provedeno stejné měření, ale projekce byly zrekonstruovány na pracovní stanici Xeleris kamery GE Infinia Hawkeye s použitím resolution recovery rekonstrukce (Evolution for Bone). Zde bylo zjištěno FWHM čárového zdroje ve zrekonstruovaném obraze 4,7 mm s použitím Evolution for Bone a 5,1 mm s použitím navrženého algoritmu. Rozdíl tedy činí pouhých 8,5 %. Tab 1. Souhrn výsledků fantomové studie s nalezenými vhodnými parametry jednotlivých kroků navrženého algoritmu. SNR 4 2 OSEM 6,6 3,5 2,0 iterace subsety LR dekonvoluce absolutní LR dekonvoluce relativní změna od OSEM (%) 4 iterace průměr objektu (mm) průměr objektu (mm) nehodnoceno 21,6 10,3 6,4 3,4 30,6 14,6 8,7 4,3 6,4 3,5 2,0 21,6 11,2 7,1 3,8 30,7 16,2 10,0 4,9-2,9 2,2 1,2-0,2 9,4 10,9 11,7 0,3 10,8 14,7 14,6 +19,2 LIP absolutní 7,4 4,1 2,3 24,8 13,8 8,7 4,7 35,9 20,1 12,6 6,0 LIP relativní změna od OSEM (%) NeighShrink absolutní 12,0 19,9 15,5 15,0 34,4 36,1 35,4 17,2 37,5 44,2 38,6 +31,7 K = 0,25 9,4 5,2 2,8 30,9 17,1 10,8 5,7 44,2 24,8 15,4 7,1 Konečná změna SNR (%) 41,4 49,8 43,4 43,0 66,6 68,4 65,8 44,4 69,9 76,6 65,8 +1,6 SBR 4 2 OSEM 2,6 1,8 1,5 iterace subsety LR dekonvoluce absolutní LR dekonvoluce relativní změna od OSEM (%) a = 2 b = 1 4 iterace poměr objemových aktivit 3,7:1 průměr objektu (mm) poměr objemových aktivit 3,7:1 průměr objektu (mm) průměr objektu (mm) průměr objektu (mm) nehodnoceno poměr objemových aktivit 9,5:1 poměr objemových aktivit 9,5:1 poměr objemových aktivit 12,6:1 poměr objemových aktivit 12,6:1 5,8 3,3 2,4 1,8 7,8 4,2 2,9 2,0 2,9 2,0 1,6 6,8 4,0 2,9 2,1 9,3 5,4 3,7 2,3 11,7 11,6 8,0 17,4 22,2 19,7 18,7 19,0 26,3 25,8 19,3 LIP absolutní 3,4 2,4 1,8 8,8 5,3 3,7 2,5 12,3 7,3 4,9 2,9 LIP relativní změna od OSEM (%) NeighShrink absolutní a = 2 b = 1 33,0 29,4 19,7 51,4 62,1 53,9 39,4 57,2 71,8 68,3 47,1 K = 0,25 3,4 2,3 1,7 8,8 5,3 3,7 2,4 12,1 7,2 4,9 2,8 Konečná změna SBR (%) 31,9 27,8 18,2 50,9 61,2 52,9 37,8 55,1 70,2 65,6 42,7 Změna úrovně šumu (%) - od počátku 4.1 Porovnání výsledků navrženého algoritmu s rekonstrukcemi na pracovní stanici Siemens Pro klinické studie je používána rekonstrukční metoda OSEM s nastavením 8 subsetů, 4 iterace 11

15 a 6mm post-rekonstrukční Gauss filtr. Pro základní porovnání byly použity zrekonstruované obrazy s nastavením 8 subsetů a 4 iterací avšak bez post-rekonstrukčního Gauss filtru. Tento způsob srovnání byl zvolen protože v této práci navržený algoritmus žádnou filtraci nepoužívá. Tabulka 2 prokazuje výrazné zvýšení SNR a SBR v porovnáním s klinicky využívanou rekonstrukční metodou bez použití post-rekonstrukční filtrace. Tabulka 3 dokumentuje procentuální úroveň hladiny šumu v obraze zrekonstruovaném pomocí klinicky používané OSEM rekonstrukce bez post-rekonstrukčního filtru a pomocí navrženého algoritmu. Tabulka 2. Procentuální zvýšení SNR a SBR při použití navrženého rekonstrukčního algoritmu v porovnání s klinicky používanou OSEM rekonstrukcí bez post-rekonstrukčního filtru. poměr objemových aktivit změna SNR (%) průměr objektu (mm) ,7:1 32,9 52,6 87,1 x 9,5:1 35,7 34,8 23,1 30,4 12,6:1 41,2 40,7 37,7 30,2 poměr objemových aktivit změna SBR (%) průměr objektu (mm) ,7:1 13,7 18,8 21,1 x 9,5:1 27,9 24,2 13,9 14,5 12,6:1 32,3 29,2 24,2 14,7 Tabulka 3. Procentuální hladina šumu v pozadí u klinicky používané OSEM rekonstrukce bez post-rekonstrukčního filtru a s navrženým algoritmem. Siemens OSEM LR, LIP, OSEM, NeighShrink Siemens OSEM + Gauss 6 mm LR, LIP, OSEM, NeighShrink + Gauss 1,2 mm LR, LIP, OSEM, NeighShrink + Gauss 2,4 mm LR, LIP, OSEM, NeighShrink + Gauss 3,6 mm 28,7 22,9 15,0 22,8 21,3 18,2 Post-rekonstrukční filtrace nejenže snižuje šum v obraze, ale také upravuje scintigrafické obrazy do podoby, která je pro lékaře lépe čitelná. Na základě tohoto zjištění byl pozměněn navržený algoritmus úprav obrazu. Změna spočívala v přidání konvolučního kroku po skončení všech navrhovaných úprav obrazu. Jelikož je jedním z parametrů obrazu jeho prostorové rozlišení, byla snaha o použití co nejmenšího FWHM Gauss filtru. Pro její vyhledání byla projekční data opakovaně upravována navrženým algoritmem a na závěr byly použity postupně Gauss filtry s následujícími FWHM 0,5*velikost pixelu, 1,0*velikost pixelu a 1,5*velikost pixelu (tedy 1,2 mm, 2,4 mm a 3,6 mm). Pomocí měření SNR a SBR se podařilo prokázat, že téměř stejných nebo vyšších hodnot SNR jako u klinicky používané rekonstrukce bylo možné dosáhnout s výrazně menší FWHM Gauss filtru (tabulka 4). Vyšších hodnot bylo dosaženo především u menších zdrojů a menších objemových aktivit radiofarmaka, což je z hlediska diagnostiky výhodné. 12

16 Tabulka 4. Změny SNR a SBR při použití dodatečné filtrace v navrženém algoritmu v porovnáním s hodnotami SNR a SBR zdrojů v obrazech zrekonstruovaných s klinickým nastavením SPECT rekonstrukce scintigrafie skeletu. poměr objemových aktivit Procentuální rozdíl v SNR mezi rekonstrukcí s navrženým algoritmem a klinicky používanou metodou FWHM Gauss filtru 1,2 mm FWHM Gauss filtru 2,4 mm FWHM Gauss filtru 3,6 mm velikost objektu (mm) velikost objektu (mm) velikost objektu (mm) ,7:1-22,2-8,8 13,2 x -16,8-2,8 20,7 x -3,2 12,4 39,5 x 9,5:1-20,3-16,6-20,1-7,1-15,2-11,5-15,3-1,7-2,5 1,2-3,5 11,6 12,6:1-21,0-21,0-20,8-19,7-15,8-16,0-15,9-14,9-2,7-3,5-3,8-2,9 poměr objemových aktivit Procentuální rozdíl v SNR mezi rekonstrukcí s navrženým algoritmem a klinicky používanou metodou FWHM Gauss filtru 1,2 mm FWHM Gauss filtru 2,4 mm FWHM Gauss filtru 3,6 mm velikost objektu (mm) velikost objektu (mm) velikost objektu (mm) ,7:1 22,9 27,0 26,9 x 20,4 25,4 26,8 x 19,2 23,7 25,5 x 9,5:1 38,6 38,6 29,7 32,1 33,0 32,2 28,1 32,6 31,0 30,0 26,0 30,6 12,6:1 45,7 41,4 37,2 28,9 41,9 41,9 33,2 29,7 39,7 38,5 30,5 27,2 Studie vlivu FWHM použitého Gauss filtru na data získaná pomocí klinicky používané rekonstrukce na pracovní stanici Siemens ukázala, že použitím filtru dochází k velkému nárůstu SNR díky potlačení šumu. U SBR samozřejmě vlivem rozmazání dochází k poklesu, což ovlivňuje výsledný kontrast obrazu. Naproti tomu metoda NeighShrink ovlivňuje SBR téměř zanedbatelně (tabulka 1) a nárůst SNR je dán selektivním potlačením šumu (nikoli jeho rozmazáním mezi okolní pixely). Použití dodatečné filtrace v navržené rekonstrukci také snižuje SBR, ale vzhledem k již nízké počáteční hladině šumu a malému FWHM použitého Gauss filtru (3,6 mm oproti 6 mm u klinicky používané rekonstrukce) je celkové snížení menší než u klinicky užívané rekonstrukce a je tedy zachován zlepšený kontrast obrazu získaný pomocí navrženého algoritmu. Použití dodatečné filtrace mění i výslednou tomografickou rozlišovací schopnost. Z tabulky 5 je zřejmé, že i při použití Gauss filtru s FWHM 3,6 mm je výsledné tomografické prostorové rozlišení lepší než u klinicky používané rekonstrukce. Tabulka 5. Zlepšení tomografické prostorové rozlišovací schopnosti v závislosti na použitém FWHM post-rekonstrukčního Gauss filtru (velikost pixelu je 2,4 mm). Siemens 4 iterace, 8 subsetů + 6mm LR, LIP, OSEM, NeighShrink + LR, LIP, OSEM, NeighShrink + LR, LIP, OSEM, NeighShrink + použitá LR, LIP, OSEM, rekonstrukce Gauss NeighShrink Gauss 1,2 mm Gauss 2,4 mm Gauss 3,6 mm FWHM (mm) 7,4 5,5 5,8 6,1 6,6 4.2 Porovnání výsledků navrženého algoritmu s rekonstrukcemi Jaszczak fantomu pomocí rekonstrukčního algoritmu Evolution Obrazy zrekonstruované pomocí Evolution algoritmu obsahovaly poměrně nízkou hladinu šumu. Díky tomu byly dosažené hodnoty SNR v Evolution zrekonstruovaných obrazech dosti vysoké. S pomocí navrženého algoritmu se ani s použitím post-rekonstrukční filtrace nepodařilo k těmto hodnotám SNR. 13

17 Odlišná situace však byla zjištěna při hodnocení SBR. Tento parametr není příliš závislý na šumu, neboť se stanovuje jako podíl průměrných hodnot počtů impulzů v lézi a pozadí. Navržený algoritmus výrazně zvyšuje signál v lézích oproti signálu měřenému v pozadí. Stejně jako u SNR ani zde nebylo nikdy dosaženo stejných hodnot jako u Evolution algoritmu, nicméně rozdíly se pohybují pouze v rozmezí od +3 do -13 %. Tabulka 6. Výsledky porovnání SNR a SBR mezi rekonstrukcí navrženým algoritmem a s Evolution for Bone. poměr objemových aktivit Procentuální rozdíly v SNR a SBR mezi rekonstrukcí navrženým algoritmem a s Evolution for Bone SNR velikost objektu (mm) SBR velikost objektu (mm) ,5:1-51,6-50,9-46,9 x -10,5-8,6-3,4 x 8,8:1-46,3-48,1-48,6-41,7-8,4-10,6-10,0-1,0 10,9:1-42,5-45,4-49,5-36,0-4,3-8,0-12,6 3,4 Šum v obrazech zrekonstruovaných pomocí navrženého algoritmu byl v průměru na úrovni 20 %. Obrazy získané pomocí Evolution rekonstrukce byly zatíženy šumem na úrovni pouze 12 %. Souhrnné údaje z porovnání SNR a SBR jsou uvedeny v tabulce 6. Jedná se vždy o průměr hodnot získaných z hodnocených studiích fantomu s daným poměrem objemových aktivit. 5. Provedení rekonstrukce pacientských dat Pro tento účel byly v této práci náhodně vybrány dvě skupiny pacientů. První skupinu tvořilo dvacet pacientů, kteří podstoupili SPECT vyšetření skeletu na přístroji Siemens e.cam. Druhou skupinu tvořilo rovněž dvacet pacientů, kteří však byli vyšetřeni na přístroji GE Infinia Hawkeye 4. Z důvodu vysoké nehomogenity tkání v oblasti hrudníku a pánve nebylo možné u pacientů provádět korekci na zeslabení pomocí Changovy metody. Obecně se v klinické praxi u scintigrafií skeletu korekce na zeslabení nepoužívá. 5.1 Hodnocení výsledků úprav pomocí navrženého algoritmu Hodnocení výsledku vyšetření scintigrafie skeletu je hodnocení subjektivní. Je založeno na srovnání obrazu skeletu daného pacienta s normálním nálezem a je tedy velmi závislé na zkušenosti lékařů. U tohoto typu studií neprobíhají žádná měření počtu impulzů v pixelech a bez použití CT ani měření velikostí lézí. Z tohoto důvodu bylo pro hodnocení použito pouze následujících kritérií: kontrast obrazu (horší / stejný / lepší); detekovatelnost lézí (horší / stejná / lepší); prostorová rozlišovací schopnost (horší / stejná / lepší); výskyt závažných artefaktů (ano / ne); hladina a charakteristika šumu přijatelná? (ano / ne); úprava diagnosticky přínosná? (ano / ne). Pro účely hodnocení byl sestaven vyhodnocovací protokol na processingové stanici Siemens, který umožňuje zároveň zobrazit vybrané roviny upraveného a neupraveného obrazu skeletu. Hodnocení prováděli nezávisle na sobě dva lékaři oboru nukleární medicíny (praxe v oboru 25 roků a 7 roků). 14

18 5.2 Výsledky hodnocení pacientských studií Na základě předložených hodnotících listů každého z lékařů bylo zjišťováno procento studií, u kterých došlo k zachování nebo zlepšení kontrastu obrazu, detekovatelnosti lézí a prostorové rozlišovací schopnosti. Dále bylo procentuálně zhodnoceno množství obrazů u nichž nedošlo k výskytu závažných artefaktů, obrazů u nichž byla přijatelná hladina šumu a jejichž úprava byla diagnosticky přínosná. Za zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti bylo považováno zmenšení lézí (v důsledku potlačení PVE) nebo rozdělení jedné větší léze na menší (v důsledku menší FWHM PSF). Za diagnosticky přínosnou změnu byla považována ta, která vedla ke změně rozsahu nálezu nebo zvýšení diagnostické jistoty ať už při samostatném použití upravených obrazů nebo v kombinaci s obrazy získanými pomocí klinicky používané rekonstrukce. Prvním krokem klinického hodnocení bylo posouzení reprodukovatelnosti (shody ve způsobu hodnocení) hodnocení lékařů. K tomu bylo použito Cohenovo kappa [43] (pro hodnocené parametry s možností volby ano/ne) a vážené Cohenovo kappa (pro ostatní parametry) [44]. Vzhledem k použití pouze kategorických hodnocení byla z výsledků hodnocení dvou lékařů vytvořena jedna sada souhrnných dat beroucí v úvahu nejkonzervativnější výsledek hodnocení (horší z dvou hodnocení dané studie). Tato souhrnná data byla použita pro porovnání výsledků navrženého algoritmu s klinicky používanou OSEM rekonstrukcí a s resolution recovery rekonstrukcí. K popisu výsledků vizuálního klinického hodnocení bylo použito konfidenčních intervalů pro párovaná data [45]. Žádný z hodnotitelů nezaznamenal výskyt výrazných artefaktů v obraze po rekonstrukci s pomocí navrženého algoritmu v porovnání s klinicky používanou OSEM rekonstrukcí a resolution recovery rekonstrukcí. Obdobně tomu bylo při hodnocení šumu, kde 34 a 36 hodnocení ze 40 u lékaře č. 1 resp. č. 2 ukazovalo na přijatelnou hladinu a charakteristiku šumu. Výsledky subjektivního klinického hodnocení ostatních parametrů jsou uvedeny v tabulce 7. Tabulka 7. Výsledky vizuálního hodnocení kontrastu obrazu, rozlišení, detekovatelnosti lézí a diagnostického přínosu. Porovnání 20 pacientských studií ze Siemens e.cam (klinická OSEM) a 20 studií z GE Infinia Hawkeye 4 (Evolution for Bone) s rekonstrukcí pomocí navrženého algoritmu. lékař č. 1 lékař č. 1 Kontrast obrazu Prostorové rozlišení lékař č. 2 lékař č. 2 horší stejný lepší celkem horší stejný lepší celkem horší horší stejný lékař č. 1 stejný lepší lepší celkem celkem Detekovatelnost lézí Diagnostický přínos lékař č. 2 lékař č. 2 horší stejná lepší celkem ne ano celkem horší ne lékař č. 1 stejná ano lepší celkem celkem Reprodukovatelnost (shoda) výsledků hodnocení mezi hodnotiteli vyjádřená pomocí kappa byla 0,71 pro hodnocení kontrastu obrazu, 0,79 pro detekovatelnost lézí a 0,73 pro diagnostický přínos a 0,80 pro prostorovou rozlišovací schopnost. Pro prostorovou rozlišovací schopnost bylo použito vážené kappa, které umožňuje klást větší důraz na shodné hodnocení, že nedošlo k žádné nebo že 15

19 došlo ke kladné změně Porovnání s výsledky rekonstrukcí na stanici Siemens Z celkového počtu 40 hodnocení (20 hodnocení na lékaře) bylo u 100 % konstatováno zachování nebo zlepšení kontrastu obrazu a u 97,5 % došlo ke zlepšení kontrastu. Dále byla hodnocena detekovatelnost lézí. Bylo konstatováno, že u 100 % hodnocení buď nedošlo k žádné změně nebo došlo ke zlepšení, které bylo pozorováno u 70 % případů. U prostorové rozlišovací schopnosti došlo k zachování stavu nebo jeho zlepšení v 90 % hodnocení a u 55 % hodnocení bylo konstatováno zlepšení. V 97,5 % nebyl pozorován závažný artefakt v obraze, hladina šumu byla přijatelná v 95 % hodnocení a provedené úpravy byly jako diagnosticky přínosné hodnoceny ve 42,5 % hodnocení. Obrazy získané s pomocí navrženého algoritmu byly obecně lépe hodnotitelné v porovnání s obrazy získanými pomocí klinicky používané OSEM rekonstrukce na stanici Siemens. Lepší kontrast byl pozorován v 19 z 20 případů (95%; CI 95% = 85,5 % %) a lepší detekovatelnost lézí byla pozorována v 13 případech (65%; CI 95% = 44 % - 86 %). Zároveň nebylo pozorováno zhoršení kontrastu ani detekovatelnosti. Ke zlepšení resp. zhoršení prostorové rozlišovací schopnosti došlo v 10 případech (50 %) resp. 2 případech (10 %). Konfidenční interval pro tuto vlastnost obrazu byl (-6 % - 46 %). Artefakty nebyly pozorovány a úroveň šumu a jeho struktura byli akceptovatelné v 95 % studií. Diagnostický přínos navrženého algoritmu byl spatřován v 8 z 20 případů (40 %; CI 95% = 18,5 % - 61 %) Porovnání s výsledky rekonstrukcí na stanici GE Xeleris 2 Hodnocení zlepšení jednotlivých parametrů po provedených úpravách obrazu v porovnání s rekonstrukcemi na stanici GE Xeleris 2 s použitím Evolution for Bone rekonstrukce probíhalo pomocí stejných parametrů. U 100 % bylo konstatováno zachování nebo zlepšení kontrastu obrazu a u 57,5 % došlo ke zlepšení kontrastu. U detekovatelnosti lézí v 100 % hodnocení buď nedošlo k žádné změně nebo došlo ke zlepšení, které bylo pozorováno u 47,5 % případů. U prostorové rozlišovací schopnosti došlo k zachování stavu nebo jeho zlepšení v 95 % hodnocení a u pouhého 2,5 % hodnocení bylo konstatováno zlepšení. Ve 100 % nebyl pozorován závažný artefakt v obraze, hladina šumu byla přijatelná v 80 % hodnocení a provedené úpravy byly jako diagnosticky přínosné hodnoceny pouze v 7,5 % hodnocení. Porovnání souhrnných pacientských studií zrekonstruovaných pomocí navrženého algoritmu s rekonstrukcí pomocí resolution recovery algoritmu Evolution for Bone ukázala na zlepšení kontrastu a detekovatelnosti lézí v 11 z 20 případů (55 %; CI 95% =33 % - 77 %) a zhoršení prostorové rozlišovací schopnosti ve 2 případech (10 %; CI 95% = -3 % - 23 %). Závažné artefakty nebyly pozorovány, ale hladina a struktura šumu byla v případech označena jako nevyhovující (25 %; CI 95% = 6 % - 44 %). Významný diagnostický přínos navrženého algoritmu v porovnání s Evolution for Bone nebyl pozorován. 6. Diskuze Použití navrženého algoritmu vedlo ke zvýšení poměru signálu k šumu a poměru signálu k pozadí v porovnáním s uživatelsky provedenou OSEM rekonstrukcí bez navržených úprav. Kromě toho došlo i ke zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti. Každý z celkem tří kroků algoritmu (obrázek 6) měl v rámci procesu úprav projekcí a zrekonstruovaného obrazu svoji roli a byl zaměřen na jinou vlastnost obrazu. Po nalezení optimálních parametrů byla provedena rekonstrukce a její výsledek byl porovnán s rekonstrukcí na pracovních stanicích Siemens (bez použití resolution recovery) a GE (s použitím resolution recovery). V dostupné literatuře nebyla nalezena zmínka o použití navržené kombinace metod. Diskuze je 16

20 proto rozdělena do několika částí, které popisují výsledky publikovaných prací zabývajících se použitím jednotlivých metod. 6.1 Použití dekonvoluce Počet iterací dekonvolučního procesu byl zvolen s ohledem na maximální zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti a tedy potlačení efektu částečného objemu. Nevýhodou dekonvolučních procesů je výrazný nárůst šumu v obraze [8], [46]. V případě SPECT vyšetření, která jsou zatížena poměrně vysokou hladinou šumu je jeho další zvyšování nežádoucí. Přestože je použití dekonvolučních technik známou metodou [4], její použití v nukleárně medicínské praxi je řídké. Pokusy s využitím dekonvoluce nukleárně medicínských obrazů se v literatuře objevují, nicméně jejich použití je častější u PET systémů. V práci [47] se autorům s použitím fantomu podařilo dosáhnout 87% korekce efektu částečného objemu u objektů o průměru 8 mm a téměř totožného výsledku dosáhli u klinických studií. Zároveň však poukazují na to, že takto upravené obrazy vykazují vysokou hladinu šumu a nehodí se k provedení popisu vyšetření. Přehledová práce [48] rovněž poukazuje na vysokou hladinu šumu v dekonvolvovaných obrazech. Na druhou stranu vyzdvihuje nespornou výhodu dekonvolučních metod není nutná znalost velikosti lézí, ani jejich hranic, homogenity distribuce radiofarmaka uvnitř lézí ani aktivity v pozadí. Kolektiv autorů práce [46] použitím dekonvolučního kroku vloženého do jednotlivých iteračních kroků OSEM algoritmu zlepšil prostorovou rozlišovací schopnost při fantomových měřeních na PET přístroji až o více než 40 %. Problematika nárůstu šumu při použití dekonvolučních technik byla řešena v práci [8] použitím modifikace koeficientů vlnkové transformace dekonvolvovaného obrazu s hledáním prahu metodou BayesShrink. Přestože úroveň šumu po provedení dekonvoluce byla zvýšena v průměru o 80 %, po potlačení šumu vlnkovou transformací byl vzrůst šumu průměrně pouze 30% a nárůst SBR se pohyboval v rozmezí %. U pacientských dat byl po provedení dekonvoluce a potlačení šumu jeho nárůst v průměru 19% a průměrný nárůst intenzity pixelů v hodnocených lézích byl 28 %. Autoři prací [8] a [47] při úpravách používali jednotlivé řezy, které byly zrekonstruovány pomocí rekonstrukčních algoritmů dodaných výrobcem. 6.2 Použití logaritmického zpracování obrazu Nepodařilo se najít žádnou práci, která by se zabývala použitím LIP v nukleární medicíně. Využití LIP však bylo s úspěchem demonstrováno u klasických rentgenových snímků, obrazů z mikroskopů, apod. [10], [11], [49]. 6.3 Použití vlnkové transformace Většina prací zabývajících se použitím vlnkové transformace k potlačení šumu ve scintigrafických obrazech se bohužel zabývá pouhou demonstrací základních principů metody a jejím použitím na pacientská data. Vzhledem k tomu, že hodnocení je prováděno pouze subjektivně (u pacienta chybí informace o skutečném rozložení radiofarmaka), postrádají tyto práce jakékoli číselné informace vypovídající o zlepšení SNR a výsledném snížení nebo zvýšení hladiny šumu [18], [20], [23], [50], [51]. V práci [52] je popsáno několik technik modifikace koeficientů vlnkové transformace za účelem potlačení šumu a autoři rovněž navrhují metodu vlastní. Na fantomu mozku s uměle přidaným šumem se podařilo dosáhnout 33% nárůstu SNR. Z hlediska cílů této práce se jako velmi inspirativní jevil článek [8]. Autoři prováděli svá hodnocení na uměle vytvořených objektech a rovněž na pacientských datech. Situace zde však byla zjednodušena tím, že autoři pracovali s již zrekonstruovanými PET řezy. Obdobně tomu bylo i v práci [53], ve které autoři používají vlnkovou transformaci zrekonstruovaného PET obrazu a koregistrovaných CT nebo 17

21 MR řezů. Práce [8] používá nejprve dekonvoluci ke zvýšení poměru signálu k pozadí PET zrekonstruovaných obrazů (potlačení efektu částečného objemu) a následně provádí vlnkovou transformaci s modifikací koeficientů rozkladu za účelem potlačení zvýšené hladiny šumu. Svým zaměřením se tato práce nejvíce blíží zpracovávanému projektu. I přesto jsou rozdíly značné. Jedním z nich je rozdíl v principu PET a SPECT zobrazování. Dále navrhovaný algoritmus pracuje s jednotlivými projekcemi ještě před jejich rekonstrukcí a navíc používá ještě logaritmického zpracování obrazu k dalšímu zvýšení kontrastu obrazu resp. poměru signálu k pozadí. Shodně s [8] je potlačení hladiny šumu provedeno až po rekonstrukci jednotlivých řezů. Objevují se i práce, ve kterých vlnková transformace neslouží k potlačení šumu, ale je využita například k potlačení efektu částečného objemu [54] a [55]. 6.4 Výsledky získané pomocí navrženého algoritmu fantomové studie S použitím optimalizovaného nastavení navrženého algoritmu se ve fantomové studii v porovnání s klinicky používanou OSEM podařilo dosáhnout nárůstu SNR v rozmezí od 1,2 do 39,5 % u malých objektů ( 16 mm) a malých poměrů objemových aktivit ( 9,5:1). U větších objektů ( 16 mm) a větších poměrů objemových aktivit ( 9,5:1) byl zaznamenán pouze mírný pokles SNR v rozmezí -2,5-3,9 %. V případě klinicky používané OSEM bylo nutné použít FWHM 6 mm, kdežto navržený algoritmus vystačí s FWHM 3,6 mm. To vede k mírně lepší tomografické prostorové rozlišovací schopnosti s použitím navrženého algoritmu (6,6 mm oproti 7,4 mm). Z hlediska kontrastu obrazu předčil navržený algoritmus klinickou rekonstrukci. I s použitím post-rekonstrukční filtrace bylo s navrženým algoritmem dosaženo nárůstu SBR v rozmezí od 19,2 do 39,7 %. K většímu nárůstu SBR sice docházelo u vyšších poměrů objemových aktivit ( 9,5:1), přesto však i u nejnižšího použitého poměru byl nárůst v průměru pro všechny objekty vyšší než 22 %. Výsledky s použitím navrženého algoritmu tedy snesou srovnání s výsledky práce [8]. Při srovnání výsledků dosažených s navrženým algoritmem a s rekonstrukcí pomocí resolution recovery algoritmu GE Evolution for Bone se jako lepší ukázala vyspělejší rekonstrukční metoda firmy GE. Navržený algoritmus poskytuje obrazy se SBRs rozdílem v porovnání s Evolution algoritmem v rozmezí od -12,6 3,4 %. S ohledem na nedokonalou rekonstrukci a poměrně jednoduché metody použité v navrženém algoritmu, se jedná o uspokojivý výsledek. 6.5 Výsledky získané pomocí navrženého algoritmu pacientská studie Hodnocení pacientských studií pořízených na scintilační kameře Siemens e.cam prokázalo užitečnost navrženého algoritmu porovnáním s klinicky používanou rekonstrukcí především při zvýšení kontrastu obrazů a zlepšení detekovatelnosti lézí. Vizuálně bylo zhodnoceno, že došlo ke zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti a pouze minimum upravených studií vykazovalo závažný artefakt a nepřijatelnou hladinu šumu. Rovněž byl pozorován diagnostický přínos navrženého algoritmu. Hodnocení upravených studií pořízených na kaměře Infinia Hawkeye 4 v porovnání s Evolution for Bone bylo pro navržený algoritmus méně příznivé. Pomocí fantomových studií bylo ukázáno, že použitý algoritmus nepředčil klinicky používanou rekonstrukci v dosaženém SNR ani zlepšení prostorové rozlišovací schopnosti. Jedině SBR se blížilo výsledkům "resolution recovery" algoritmu. Při klinickém porovnání s výsledky resolution recovery algoritmu, vykazují obrazy získané s pomocí navrženého algoritmu lepší kontrast a lepší detekovatelnost lézí. Jako významně diagnosticky přínosné v porovnání s výsledky resolution recovery algoritmu nebyly označeny žádné studie. Resolution recovery rekonstrukce sama o sobě poskytuje obrazy vykazující velmi dobrou kvalitu. Důvod zjištěného rozdílu mezi výsledky fantomové studie a klinického hodnocení výsledků 18

Vylepšení SNR u SPECT vyšetření

Vylepšení SNR u SPECT vyšetření Vylepšení SNR u SPECT vyšetření Ptáček J. Fiala P., Karhan P., Koranda P. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc email: ptacekj@fnol.cz Osnova přednášky poměr signálu k

Více

MĚŘENÍ OBJEMŮ V PET/CT OBRAZECH PRO ÚČELY RADIOTERAPIE - na co si dát pozor?

MĚŘENÍ OBJEMŮ V PET/CT OBRAZECH PRO ÚČELY RADIOTERAPIE - na co si dát pozor? MĚŘENÍ OBJEMŮ V PET/CT OBRAZECH PRO ÚČELY RADIOTERAPIE - na co si dát pozor? Ing. Jaroslav Ptáček, Ph.D. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc Obsah přednášky - efekt částečného

Více

Problematika určování SUV z PET/CT obrazů (při použití 18F-FDG)

Problematika určování SUV z PET/CT obrazů (při použití 18F-FDG) Problematika určování SUV z PET/CT obrazů (při použití 18F-FDG) Ptáček J. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc email: ptacekj@fnol.cz ICQ#: 22496995 Konference radiologických

Více

CT-prostorové rozlišení a citlivost z

CT-prostorové rozlišení a citlivost z CT-prostorové rozlišení a citlivost z Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika Prostorové rozlišení a citlivost z Prostorové rozlišení význam vyjádření rozlišení měření rozlišení

Více

CT - artefakty. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika

CT - artefakty. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika CT - artefakty Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika Artefakty v CT Systematické neshody v CT číslech v rekonstruovaném obraze oproti skutečné hodnotě koeficientu zeslabení

Více

Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno. prezentace je součástí projektu FRVŠ č.2487/2011

Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno. prezentace je součástí projektu FRVŠ č.2487/2011 Využití v biomedicíně III Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno prezentace je součástí projektu FRVŠ č.2487/2011 Zpracování přirozeného obrazu Za přirozený obraz považujeme snímek

Více

DETEKCE HRAN V BIOMEDICÍNSKÝCH OBRAZECH

DETEKCE HRAN V BIOMEDICÍNSKÝCH OBRAZECH DETEKCE HRAN V BIOMEDICÍNSKÝCH OBRAZECH Viktor Haškovec, Martina Mudrová Vysoká škola chemicko-technologická v Praze, Ústav počítačové a řídicí techniky Abstrakt Příspěvek je věnován zpracování biomedicínských

Více

Interaktivní výukový program pro demonstraci principů tvorby tomografických obrazů

Interaktivní výukový program pro demonstraci principů tvorby tomografických obrazů Interaktivní výukový program pro demonstraci principů tvorby tomografických obrazů Projekt: FRVŠ 583/2013 Tématický okruh / specifikace: B3 / d Řešitel: Ing. Jaroslav Ptáček1,2 Spoluřešitelé: Mgr. Pavel

Více

Nukleární medicína: atestační otázky pro lékaře

Nukleární medicína: atestační otázky pro lékaře Nukleární medicína: atestační otázky pro lékaře I. Klinická část 1. Nukleární kardiologie A Perfuzní SPECT myokardu, procedurální doporučení EANM. Radiofarmaka. Metodika. Zátěžové testy kontraindikace

Více

Iterativní rekonstrukce obrazu ve výpočetní tomografii

Iterativní rekonstrukce obrazu ve výpočetní tomografii Iterativní rekonstrukce obrazu ve výpočetní tomografii Jakub Grepl, Jan Žižka, Tomáš Kvasnička, Jiří Jandura, Jana Štěpanovská, Zuzana Poulová, Jaroslav Strom Fakultní nemocnice Hradec Králové Radiační

Více

Šum v obraze CT. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika

Šum v obraze CT. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika Šum v obraze CT Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika Šum v CT obraze co to je? proč je důležitý jak ho měřit? šum a skenovací parametry - osové skenovací parametry - spirálové

Více

Analýza časového vývoje 3D dat v nukleární medicíně

Analýza časového vývoje 3D dat v nukleární medicíně Diplomová práce Analýza časového vývoje 3D dat v nukleární medicíně Jan Kratochvíla Prezentováno Seminář lékařských aplikací 12. prosince 2008 Vedoucí: Mgr. Jiří Boldyš, PhD., ÚTIA AV ČR Konzultant: Ing.

Více

Operace s obrazem I. Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno. prezentace je součástí projektu FRVŠ č.

Operace s obrazem I. Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno. prezentace je součástí projektu FRVŠ č. Operace s obrazem I Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno prezentace je součástí projektu FRVŠ č.2487/2011 Osnova 1 Filtrování obrazu 2 Lineární a nelineární filtry 3 Fourierova

Více

Optimalizace zobrazovacího procesu digitální mamografie a změny zkoušek provozní stálosti. Antonín Koutský

Optimalizace zobrazovacího procesu digitální mamografie a změny zkoušek provozní stálosti. Antonín Koutský Optimalizace zobrazovacího procesu digitální mamografie a změny zkoušek provozní stálosti Antonín Koutský Mamografická rtg zařízení záznam obrazu na film digitální záznam obrazu nepřímá digitalizace (CR)

Více

Laboratoř RTG tomografice CET

Laboratoř RTG tomografice CET Výzkumná zpráva Pro projekt NAKI DF12P01OVV020 Komplexní metodika pro výběr a řemeslné opracování náhradního kamene pro opravy kvádrového zdiva historických objektů Laboratoř RTG tomografice CET Vypracovala:

Více

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2012

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2012 Aktuální informace Ústavu zdravotnických informací a statistiky České republiky Praha 3. 8. 213 38 Souhrn Činnost oboru nukleární medicíny v roce 212 Activity of section of nuclear medicine in the year

Více

NOVÉ METODY HODNOCENÍ OBRAZOVÉ KVALITY

NOVÉ METODY HODNOCENÍ OBRAZOVÉ KVALITY NOVÉ METODY HODNOCENÍ OBRAZOVÉ KVALITY Stanislav Vítek, Petr Páta, Jiří Hozman Katedra radioelektroniky, ČVUT FEL Praha, Technická 2, 166 27 Praha 6 E-mail: svitek@feld.cvut.cz, pata@feld.cvut.cz, hozman@feld.cvut.cz

Více

Obrazové parametry. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň. Z jedné sady hrubých dat je možno vytvořit mnoho obrazů různé kvality

Obrazové parametry. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň. Z jedné sady hrubých dat je možno vytvořit mnoho obrazů různé kvality Obrazové parametry H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň Z jedné sady hrubých dat je možno vytvořit mnoho obrazů různé kvality Obrazové parametry. výpočet obrazu z hrubých dat. je možno je opakovaně měnit

Více

Test z fyzikálních fyzikálních základ ů nukleární medicíny

Test z fyzikálních fyzikálních základ ů nukleární medicíny Test z fyzikálních základů nukleární medicíny 1. Nukleární medicína se zabývá a) diagnostikou pomocí otevřených zářičů a terapií pomocí uzavřených zářičů aplikovaných in vivo a in vitro b) diagnostikou

Více

Konference radiologické fyziky 2018

Konference radiologické fyziky 2018 Konference radiologické fyziky 2018 Hrotovice, 25. - 27. 4. 2018 Český metrologický institut hlavní sídlo v Brně Inspektorát ionizujícího záření Od 1.5.2014 pouze pracoviště IZ pod OI Praha Konference

Více

Skenovací parametry. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň

Skenovací parametry. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň Skenovací parametry H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň Skenovací parametry Expozice Kolimace Faktor stoupání Perioda rotace Akvizice. ovlivňují způsob akvizice. závisí na nich kvalita hrubých dat.

Více

Jasové transformace. Karel Horák. Rozvrh přednášky:

Jasové transformace. Karel Horák. Rozvrh přednášky: 1 / 23 Jasové transformace Karel Horák Rozvrh přednášky: 1. Úvod. 2. Histogram obrazu. 3. Globální jasová transformace. 4. Lokální jasová transformace. 5. Bodová jasová transformace. 2 / 23 Jasové transformace

Více

Restaurace (obnovení) obrazu při známé degradaci

Restaurace (obnovení) obrazu při známé degradaci Restaurace (obnovení) obrazu při známé degradaci Václav Hlaváč České vysoké učení technické v Praze Centrum strojového vnímání (přemosťuje skupiny z) Český institut informatiky, robotiky a kybernetiky

Více

Písemná zpráva zadavatele. Hybridní SPECT/CT gama kamera pro oddělení nukleární medicíny Nemocnice Znojmo

Písemná zpráva zadavatele. Hybridní SPECT/CT gama kamera pro oddělení nukleární medicíny Nemocnice Znojmo Písemná zpráva zadavatele zpracovaná podle ust. 85 zákona č. 137/2006 Sb., o veřejných zakázkách, ve znění pozdějších předpisů Veřejná zakázka na dodávky zadávaná podle 21 odst. 1 písm. a) zákona č. 137/2006

Více

PRVNÍ ZKUŠENOSTI S KAMEROU VYBAVENOU (CdZnTe) POLOVODIČOVÝMI DETEKTORY. Jiří Terš Radioizotopové pracoviště IKEM, Praha

PRVNÍ ZKUŠENOSTI S KAMEROU VYBAVENOU (CdZnTe) POLOVODIČOVÝMI DETEKTORY. Jiří Terš Radioizotopové pracoviště IKEM, Praha PRVNÍ ZKUŠENOSTI S KAMEROU VYBAVENOU (CdZnTe) POLOVODIČOVÝMI DETEKTORY Jiří Terš Radioizotopové pracoviště IKEM, Praha VYUŽITÍ Exkluzivně pro SPECT srdce Teoretická možnost akvizice 123I (159 kev)+99mtc

Více

Návrh rozsahu přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability. skiagrafických radiodiagnostických rtg zařízení s digitalizací obrazu.

Návrh rozsahu přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability. skiagrafických radiodiagnostických rtg zařízení s digitalizací obrazu. Návrh rozsahu přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability skiagrafických radiodiagnostických rtg zařízení s digitalizací obrazu. 2007 Objednatel: Zhotovitel: Státní úřad pro jadernou bezpečnost

Více

DIGITÁLNÍ FOTOGRAFIE

DIGITÁLNÍ FOTOGRAFIE DIGITÁLNÍ FOTOGRAFIE Petr Vaněček, katedra informatiky a výpočetní techniky Fakulta aplikovaných věd, Západočeská univerzita v Plzni 19. listopadu 2009 1888, Geroge Eastman You press the button, we do

Více

NPGR032 CVIČENÍ III. Šum a jeho odstranění teorie&praxe. Adam Novozámský (novozamsky@utia.cas.cz)

NPGR032 CVIČENÍ III. Šum a jeho odstranění teorie&praxe. Adam Novozámský (novozamsky@utia.cas.cz) NPGR032 CVIČENÍ III. Šum a jeho odstranění teorie&praxe Adam Novozámský (novozamsky@utia.cas.cz) TEORIE Šum a jeho odstranění ŠUM Co je to šum v obrázku a jak vzniká? Jaké známe typy šumu? ŠUM V obrázku

Více

TERMINOLOGIE ... NAMĚŘENÁ DATA. Radek Mareček PŘEDZPRACOVÁNÍ DAT. funkční skeny

TERMINOLOGIE ... NAMĚŘENÁ DATA. Radek Mareček PŘEDZPRACOVÁNÍ DAT. funkční skeny PŘEDZPRACOVÁNÍ DAT Radek Mareček TERMINOLOGIE Session soubor skenů nasnímaných během jednoho běhu stimulačního paradigmatu (řádově desítky až stovky skenů) Sken jeden nasnímaný objem... Voxel elementární

Více

Nukleární medicína je obor zabývající se diagnostikou a léčbou pomocí otevřených radioaktivních zářičů, aplikovaných do vnitřního prostředí

Nukleární medicína je obor zabývající se diagnostikou a léčbou pomocí otevřených radioaktivních zářičů, aplikovaných do vnitřního prostředí Nukleární medicína je obor zabývající se diagnostikou a léčbou pomocí otevřených radioaktivních zářičů, aplikovaných do vnitřního prostředí organismu. zobrazovací (in vivo) diagnostika laboratorní (in

Více

Korekce zeslabení v planární scintigrafii pomocí plošného zdroje Co-57

Korekce zeslabení v planární scintigrafii pomocí plošného zdroje Co-57 Korekce zeslabení v planární scintigrafii pomocí plošného zdroje Co-57 Věra Šírová, Daniela Skibová, Jiří Trnka, Václav Ptáčník, Daniela Chroustová, Jozef Kubinyi, Martin Šámal Ústav nukleární medicíny

Více

Aktualizovaná databáze dynamické scintigrafie ledvin

Aktualizovaná databáze dynamické scintigrafie ledvin Aktualizovaná databáze dynamické scintigrafie ledvin Martin Šámal, Jiří Valoušek Ústav nukleární medicíny 1. LF UK a VFN v Praze M.G.P. s.r.o. Zlín www.dynamicrenalstudy.org 1 Nálezy dynamické scintigrafie

Více

Analýza a zpracování digitálního obrazu

Analýza a zpracování digitálního obrazu Analýza a zpracování digitálního obrazu Úlohy strojového vidění lze přibližně rozdělit do sekvence čtyř funkčních bloků: Předzpracování veškerých obrazových dat pomocí filtrací (tj. transformací obrazové

Více

Operace s obrazem. Biofyzikální ústav LF MU. Projekt FRVŠ 911/2013

Operace s obrazem. Biofyzikální ústav LF MU. Projekt FRVŠ 911/2013 Operace s obrazem Biofyzikální ústav LF MU Obraz definujeme jako zrakový vjem, který vzniká po dopadu světla na sítnici oka. Matematicky lze obraz chápat jako vícerozměrný signál (tzv. obrazová funkce)

Více

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2011

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2011 Aktuální informace Ústavu zdravotnických informací a statistiky České republiky Praha 23. 8. 2012 38 Souhrn Činnost oboru nukleární medicíny v roce 2011 Activity of section of nuclear medicine in the year

Více

Kalibrace měřiče KAP v klinické praxi. Martin Homola Jaroslav Ptáček

Kalibrace měřiče KAP v klinické praxi. Martin Homola Jaroslav Ptáček Kalibrace měřiče KAP v klinické praxi Martin Homola Jaroslav Ptáček KAP kerma - area product kerma - area produkt, je používán v dozimetrii pacienta jednotky (Gy * m 2 ) kerma - area produkt = plošný integrál

Více

Digitální mamografie. Brno - Myslivna, 8.-9.4.2010

Digitální mamografie. Brno - Myslivna, 8.-9.4.2010 Digitální mamografie Brno - Myslivna, 8.-9.4.2010 Současný stav legislativy V Doporučení se klade důraz na účast místního radiologického fyzika. Při zkouškách moderních mamografických zařízení, hlavně

Více

Klasifikace snímků DaTscan pomocí CNN: Preprocessing obrazových dat a jejich generování metodou Monte Carlo

Klasifikace snímků DaTscan pomocí CNN: Preprocessing obrazových dat a jejich generování metodou Monte Carlo Klasifikace snímků DaTscan pomocí CNN: Preprocessing obrazových dat a jejich generování metodou Monte Carlo Ing. Kateřina Chytrá 1,2 Školitel: Ing. Jiří Trnka, PhD. 1,3 Školitel-specialista: Ing. Jiří

Více

Ing. Petr Knap Carl Zeiss spol. s r.o., Praha

Ing. Petr Knap Carl Zeiss spol. s r.o., Praha METROTOMOGRAFIE JAKO NOVÝ NÁSTROJ ZAJIŠŤOVÁNÍ JAKOSTI VE VÝROBĚ Ing. Petr Knap Carl Zeiss spol. s r.o., Praha ÚVOD Společnost Carl Zeiss Industrielle Messtechnik GmbH již dlouhou dobu sleduje vývoj v poměrně

Více

Grafika na počítači. Bc. Veronika Tomsová

Grafika na počítači. Bc. Veronika Tomsová Grafika na počítači Bc. Veronika Tomsová Proces zpracování obrazu Proces zpracování obrazu 1. Snímání obrazu 2. Digitalizace obrazu převod spojitého signálu na matici čísel reprezentující obraz 3. Předzpracování

Více

Analýza veřejných zakázek v oblasti zdravotnictví

Analýza veřejných zakázek v oblasti zdravotnictví Analýza veřejných zakázek v oblasti zdravotnictví 1. Cíle analýzy Tato zpráva byla vypracována na základě analýzy zakázek veškerých zadavatelů dle zákona 137/2006, o veřejných zakázkách, získaných z Informačního

Více

Automatická detekce anomálií při geofyzikálním průzkumu. Lenka Kosková Třísková NTI TUL Doktorandský seminář, 8. 6. 2011

Automatická detekce anomálií při geofyzikálním průzkumu. Lenka Kosková Třísková NTI TUL Doktorandský seminář, 8. 6. 2011 Automatická detekce anomálií při geofyzikálním průzkumu Lenka Kosková Třísková NTI TUL Doktorandský seminář, 8. 6. 2011 Cíle doktorandské práce Seminář 10. 11. 2010 Najít, implementovat, ověřit a do praxe

Více

Ludmila Burianová 1, Jaroslav Šolc 1, Pavel Solný 2

Ludmila Burianová 1, Jaroslav Šolc 1, Pavel Solný 2 Ludmila Burianová 1, Jaroslav Šolc 1, Pavel Solný 2 1 Český metrologický institut 2 Fakultní nemocnice Motol Beroun, 17. dubna 2015 Program EMRP European Metrology Research Programme; cíl: zkvalitnění

Více

GIS ANALÝZA VLIVU DÁLNIČNÍ SÍTĚ NA OKOLNÍ KRAJINU. Veronika Berková 1

GIS ANALÝZA VLIVU DÁLNIČNÍ SÍTĚ NA OKOLNÍ KRAJINU. Veronika Berková 1 GIS ANALÝZA VLIVU DÁLNIČNÍ SÍTĚ NA OKOLNÍ KRAJINU Veronika Berková 1 1 Katedra mapování a kartografie, Fakulta stavební, ČVUT, Thákurova 7, 166 29, Praha, ČR veronika.berkova@fsv.cvut.cz Abstrakt. Metody

Více

Úvod do zpracování signálů

Úvod do zpracování signálů 1 / 25 Úvod do zpracování signálů Karel Horák Rozvrh přednášky: 1. Spojitý a diskrétní signál. 2. Spektrum signálu. 3. Vzorkovací věta. 4. Konvoluce signálů. 5. Korelace signálů. 2 / 25 Úvod do zpracování

Více

Operace s obrazem II

Operace s obrazem II Operace s obrazem II Biofyzikální ústav Lékařské fakulty Masarykovy univerzity Brno prezentace je součástí projektu FRVŠ č.2487/2011 Osnova Matematická morfologie Segmentace obrazu Klasifikace objektů

Více

Zkoušky provozní stálosti u diagnostických mamografických rtg zařízení. Antonín Koutský

Zkoušky provozní stálosti u diagnostických mamografických rtg zařízení. Antonín Koutský Zkoušky provozní stálosti u diagnostických mamografických rtg zařízení Antonín Koutský Historie Počátky mamografických rtg vyšetření - klasická skiagrafie na oboustranně polévané filmy se zesilujícími

Více

Úloha 5: Spektrometrie záření α

Úloha 5: Spektrometrie záření α Petra Suková, 3.ročník 1 Úloha 5: Spektrometrie záření α 1 Zadání 1. Proveďte energetickou kalibraci α-spektrometru a určete jeho rozlišení. 2. Určeteabsolutníaktivitukalibračníhoradioizotopu 241 Am. 3.

Více

Stanovení radiační zátěže z vyšetření tlustého střeva pomocí 67. Ga-citrátu. Mihalová P., Vrba T., Buncová M. XXXIII. Dni radiačnej ochrany, Vyhne

Stanovení radiační zátěže z vyšetření tlustého střeva pomocí 67. Ga-citrátu. Mihalová P., Vrba T., Buncová M. XXXIII. Dni radiačnej ochrany, Vyhne Stanovení radiační zátěže z vyšetření tlustého střeva pomocí 67 Ga-citrátu Mihalová P., Vrba T., Buncová M. Obsah prezentace Algoritmus vyšetření Odhad radiační zátěže pro jednotlivé diagnózy Výpočet z

Více

Analytické znaky laboratorní metody Interní kontrola kvality Externí kontrola kvality

Analytické znaky laboratorní metody Interní kontrola kvality Externí kontrola kvality Analytické znaky laboratorní metody Interní kontrola kvality Externí kontrola kvality RNDr. Alena Mikušková FN Brno Pracoviště dětské medicíny, OKB amikuskova@fnbrno.cz Analytické znaky laboratorní metody

Více

Zhodnocení dozimetrických vlastností MicroDiamond PTW detektoru a jeho využití ve stereotaktických ozařovacích polích

Zhodnocení dozimetrických vlastností MicroDiamond PTW detektoru a jeho využití ve stereotaktických ozařovacích polích Zhodnocení dozimetrických vlastností MicroDiamond PTW 60019 detektoru a jeho využití ve stereotaktických ozařovacích polích T. Veselský 1,2,4, J. Novotný Jr. 1,2,4, V. Paštyková 1,3,4, B. Otáhal 5, L.

Více

METROTOMOGRAFIE JAKO NOVÝ NÁSTROJ ZAJIŠŤOVÁNÍ JAKOSTI VE VÝROBĚ

METROTOMOGRAFIE JAKO NOVÝ NÁSTROJ ZAJIŠŤOVÁNÍ JAKOSTI VE VÝROBĚ METROTOMOGRAFIE JAKO NOVÝ NÁSTROJ ZAJIŠŤOVÁNÍ JAKOSTI VE VÝROBĚ Ing. Petr Knap Carl Zeiss spol. s r.o., Praha ÚVOD Společnost Carl Zeiss Industrielle Messtechnik GmbH již dlouhou dobu sleduje vývoj v poměrně

Více

Náhodné (statistické) chyby přímých měření

Náhodné (statistické) chyby přímých měření Náhodné (statistické) chyby přímých měření Hodnoty náhodných chyb se nedají stanovit předem, ale na základě počtu pravděpodobnosti lze zjistit, která z možných naměřených hodnot je více a která je méně

Více

Kontrola diagnostických monitorů. Šárka Tkadlecová Hana Mészárosová Vojenská nemocnice Olomouc

Kontrola diagnostických monitorů. Šárka Tkadlecová Hana Mészárosová Vojenská nemocnice Olomouc Kontrola diagnostických monitorů Šárka Tkadlecová Hana Mészárosová Vojenská nemocnice Olomouc Diagnostický monitor Monitory používané v procesu hodnocení elektronické podoby obrazové dokumentace při popisu

Více

Otázky ke zkoušce z DIA 2012/13

Otázky ke zkoušce z DIA 2012/13 Otázky ke zkoušce z DIA 2012/13 Obecná část 1. Rentgenové záření charakteristika, princip rentgenky 2. Skiagrafie princip, indikace, postavení v diagnostickém algoritmu, radiační zátěž 3. Skiaskopické

Více

Stereometrie a volumometrie. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň

Stereometrie a volumometrie. H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň Stereometrie a volumometrie H.Mírka, J. Ferda, KZM LFUK a FN Plzeň Co a proč měříme - rozměry - volba léčebné strategie a taktiky - vzdálenosti - plánování intervenčních výkonů - plocha - určení velikosti

Více

UNIVERZITA PARDUBICE

UNIVERZITA PARDUBICE UNIVERZITA PARDUBICE Fakulta chemicko technologická Katedra analytické chemie Licenční studium chemometrie na téma Tvorba nelineárních regresních modelů v analýze dat Vedoucí licenčního studia Prof. RNDr.

Více

O MOŽNOSTI ADJUSTACE IMISNÍCH KONCENTRACÍ NA METEOROLOGICKÉ PODMÍNKY. RNDr. Josef Keder, CSc.

O MOŽNOSTI ADJUSTACE IMISNÍCH KONCENTRACÍ NA METEOROLOGICKÉ PODMÍNKY. RNDr. Josef Keder, CSc. O MOŽNOSTI ADJUSTACE IMISNÍCH KONCENTRACÍ NA METEOROLOGICKÉ PODMÍNKY RNDr. Josef Keder, CSc. Zadání úlohy V souladu s požadavkem zadavatele (MŽP) bude zpracována metodika, umožňující oprostit průměrné

Více

Zpracování astronomických snímků (Část: Objekty sluneční soustavy) Obsah: I. Vliv atmosféry na pozorovaný obraz II. Základy pořizování snímků planet

Zpracování astronomických snímků (Část: Objekty sluneční soustavy) Obsah: I. Vliv atmosféry na pozorovaný obraz II. Základy pořizování snímků planet Zpracování astronomických snímků (Část: Objekty sluneční soustavy) Obsah: I. Vliv atmosféry na pozorovaný obraz II. Základy pořizování snímků planet Zdeněk ŘEHOŘ III. Zpracování snímků planet IV. Příklady

Více

12 Metody snižování barevného prostoru

12 Metody snižování barevného prostoru 12 Metody snižování barevného prostoru Studijní cíl Tento blok je věnován základním metodám pro snižování barevného rozsahu pro rastrové obrázky. Postupně zde jsou vysvětleny důvody k použití těchto algoritmů

Více

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2010

Činnost oboru nukleární medicíny v roce Activity of section of nuclear medicine in the year 2010 Aktuální informace Ústavu zdravotnických informací a statistiky České republiky Praha 26. 8. 2011 47 Souhrn Činnost oboru nukleární medicíny v roce 2010 Activity of section of nuclear medicine in the year

Více

VLIV OKRAJOVÝCH PODMÍNEK NA VÝSLEDEK ZKOUŠKY TEPELNÉHO VÝKONU SOLÁRNÍHO KOLEKTORU

VLIV OKRAJOVÝCH PODMÍNEK NA VÝSLEDEK ZKOUŠKY TEPELNÉHO VÝKONU SOLÁRNÍHO KOLEKTORU Energeticky efektivní budovy 2015 sympozium Společnosti pro techniku prostředí 15. října 2015, Buštěhrad VLIV OKRAJOVÝCH PODMÍNEK NA VÝSLEDEK ZKOUŠKY TEPELNÉHO VÝKONU SOLÁRNÍHO KOLEKTORU Bořivoj Šourek,

Více

Složitost fluencí pro IMRT pole

Složitost fluencí pro IMRT pole Složitost fluencí pro IMRT pole Ing. Tereza Kulatá 1) Mgr. Vladimír Vondráček 2) Ing. Klára Badraoui-Čuprová 2) 1) FJFI ČVUT v Praze Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření 2) Radiofyzikální

Více

Pravděpodobnost v závislosti na proměnné x je zde modelován pomocí logistického modelu. exp x. x x x. log 1

Pravděpodobnost v závislosti na proměnné x je zde modelován pomocí logistického modelu. exp x. x x x. log 1 Logistická regrese Menu: QCExpert Regrese Logistická Modul Logistická regrese umožňuje analýzu dat, kdy odezva je binární, nebo frekvenční veličina vyjádřená hodnotami 0 nebo 1, případně poměry v intervalu

Více

Nové NRS RF radiodiagnostika. Daníčková K.

Nové NRS RF radiodiagnostika. Daníčková K. Nové NRS RF radiodiagnostika Daníčková K. Věstník MZ 6/2015 Rok na úpravu (dosud platné z 2011) Zásadní změny: Ruší se výpočet efektivní dávky Stanovení orgánové dávky jen v definovaných případech Vyšetření

Více

Česká společnost fyziků v medicíně, o. s. www.csfm.cz

Česká společnost fyziků v medicíně, o. s. www.csfm.cz Pravidla procesu hodnocení místních radiologických standardů a jejich souladu s národními radiologickými standardy pro nukleární medicínu 1. Úvod Požadavky na klinické audity jsou stanoveny v hlavě V díl

Více

ROZ1 - Cv. 3 - Šum a jeho odstranění ÚTIA - ZOI

ROZ1 - Cv. 3 - Šum a jeho odstranění ÚTIA - ZOI Šum Co je to šum v obrázku? Šum Co je to šum v obrázku? V obrázku je přidaná falešná informace nahodilého původu Jak vzniká v digitální fotografii? Šum Co je to šum v obrázku? V obrázku je přidaná falešná

Více

1. Vlastnosti diskretních a číslicových metod zpracování signálů... 15

1. Vlastnosti diskretních a číslicových metod zpracování signálů... 15 Úvodní poznámky... 11 1. Vlastnosti diskretních a číslicových metod zpracování signálů... 15 1.1 Základní pojmy... 15 1.2 Aplikační oblasti a etapy zpracování signálů... 17 1.3 Klasifikace diskretních

Více

INVESTICE DO ROZVOJE VZDĚLÁVÁNÍ. Příklady použití tenkých vrstev Jaromír Křepelka

INVESTICE DO ROZVOJE VZDĚLÁVÁNÍ. Příklady použití tenkých vrstev Jaromír Křepelka Příklady použití tenkých vrstev Jaromír Křepelka Příklad 01 Spočtěte odrazivost prostého rozhraní dvou izotropních homogenních materiálů s indexy lomu n 0 = 1 a n 1 = 1,52 v závislosti na úhlu dopadu pro

Více

STANOVENÍ DÁVKY V PRAXI RTG DIAGNOSTIKY - ALTERNATIVNÍ PŘÍSTUPY

STANOVENÍ DÁVKY V PRAXI RTG DIAGNOSTIKY - ALTERNATIVNÍ PŘÍSTUPY STANOVENÍ DÁVKY V PRAXI RTG DIAGNOSTIKY - ALTERNATIVNÍ PŘÍSTUPY Dny radiační ochrany 2007 6.11.2007 Zdeněk Kopecký, Pavel Kratochvíl, Kateřina Bradáčová (Fakultní nemocnice Brno) Radiologiký fyzik v radiodiagnostice

Více

SBÍRKA PŘEDPISŮ ČESKÉ REPUBLIKY

SBÍRKA PŘEDPISŮ ČESKÉ REPUBLIKY Ročník 2012 SBÍRKA PŘEDPISŮ ČESKÉ REPUBLIKY PROFIL PŘEDPISU: Titul předpisu: Vyhláška o stanovení pravidel a postupů při lékařském ozáření Citace: 410/2012 Sb. Částka: 150/2012 Sb. Na straně (od-do): 5212-5215

Více

Ing. Radovan Pařízek Brno

Ing. Radovan Pařízek Brno Ing. Radovan Pařízek Brno 11.6.2016 Nová řada skiagrafií Top STROPNÍ ZÁVĚS - AUTOPOSITIONING, POKROČILÉ APLIKACE Střed STROPNÍ ZÁVĚS - AUTOTRACKING Levné Výhody 1. Různé konfigurace systému 2. Jednoduché

Více

GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu

GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu Jiří Trnka 1, Jiří Terš 2 1 Oddělení radiační ochrany Všeobecné fakultní nemocnice v Praze 2 Radioizotopové pracoviště IKEM Co je to GATE? Software pro

Více

Ekonomické aspekty statistické regulace pro vysoce způsobilé procesy. Kateřina Brodecká

Ekonomické aspekty statistické regulace pro vysoce způsobilé procesy. Kateřina Brodecká Ekonomické aspekty statistické regulace pro vysoce způsobilé procesy Kateřina Brodecká Vysoce způsobilé procesy s rozvojem technologií a důrazem kladeným na aktivity neustálého zlepšování a zeštíhlování

Více

Marek Mechl. Radiologická klinika FN Brno-Bohunice

Marek Mechl. Radiologická klinika FN Brno-Bohunice Marek Mechl Radiologická klinika FN Brno-Bohunice rentgenový snímek kontrastní RTG metody CT MR Anatomie - obratle 33 ks tělo a oblouk - 2 pedikly - 2 laminy - 4 kloubní výběžky -22 příčnép výběžky - 1

Více

PROTOKOL přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability intraorálních rentgenů

PROTOKOL přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability intraorálních rentgenů identifikace firmy (včetně tel., faxu popř. e-mail.adresy, IČO) PROTOKOL přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability intraorálních rentgenů oprávněný pracovník: č.povolení SÚJB: platnost: Protokol

Více

WWW.METEOVIKYROVICE. WWW.METEOVIKYROVICE.WBS.CZ KLIMATICKÁ STUDIE. Měsíc květen v obci Vikýřovice v letech 2006-2009. Ondřej Nezval 3.6.

WWW.METEOVIKYROVICE. WWW.METEOVIKYROVICE.WBS.CZ KLIMATICKÁ STUDIE. Měsíc květen v obci Vikýřovice v letech 2006-2009. Ondřej Nezval 3.6. WWW.METEOVIKYROVICE. WWW.METEOVIKYROVICE.WBS.CZ KLIMATICKÁ STUDIE Měsíc květen v obci Vikýřovice v letech 2006-2009 Ondřej Nezval 3.6.2009 Studie porovnává jednotlivé zaznamenané měsíce květen v letech

Více

Získání obrazu Dlouhodobá reprodukovatelnost standardního nastavení expozice Homogenita receptoru obrazu Nekorigovaný vadný prvek detektoru

Získání obrazu Dlouhodobá reprodukovatelnost standardního nastavení expozice Homogenita receptoru obrazu Nekorigovaný vadný prvek detektoru Přílohy Tabulka č. 1: Minimální rozsah a četnost zkoušek provozní stálosti Test Četnost Základní kontrolní parametry Vizuální kontrola negatoskopu Kontrola artefaktů obrazu Vizuální kontrola CR systému

Více

Omyly v diagnostice IBD: zobrazovací metody. Martin Horák Nemocnice Na Homolce, Praha

Omyly v diagnostice IBD: zobrazovací metody. Martin Horák Nemocnice Na Homolce, Praha Omyly v diagnostice IBD: zobrazovací metody Martin Horák Nemocnice Na Homolce, Praha Obsah 1. Správný výběr modality 2. Měření délky střev 3. Záněty jejuna 4. Krátké stenózy tenkého střeva 5. Mezikličkové

Více

GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu

GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu Jiří Terš 1, Jiří Trnka 2 1 Radioizotopové pracoviště IKEM 2 Oddělení radiační ochrany Všeobecné fakultní nemocnice v Praze Co je to GATE? Software pro

Více

Algoritmy a struktury neuropočítačů ASN - P10. Aplikace UNS v biomedicíně

Algoritmy a struktury neuropočítačů ASN - P10. Aplikace UNS v biomedicíně Aplikace UNS v biomedicíně aplikace v medicíně postup při zpracování úloh Aplikace UNS v medicíně Důvod: nalezení exaktnějších, levnějších a snadnějších metod určování diagnóz pro lékaře nalezení šetrnějších

Více

OPERATIVNÍ TEPLOTA V PROSTORU S CHLADICÍM STROPEM

OPERATIVNÍ TEPLOTA V PROSTORU S CHLADICÍM STROPEM ANOTACE OPERATIVNÍ TEPLOTA V PROSTORU S CHLADICÍM STROPEM Ing. Vladimír Zmrhal, Ph.D. ČVUT v Praze, Fakulta strojní, Ústav techniky prostředí Technická 4, 66 7 Praha 6 Vladimir.Zmrhal@fs.cvut.cz Pro hodnocení

Více

3. Domácnosti a bydlení seniorů

3. Domácnosti a bydlení seniorů 3. Domácnosti a bydlení seniorů Sčítání lidu, domů a bytů představuje jedinečný zdroj dat o velikosti a struktuře domácností jak v podrobnějším územním detailu, tak v kombinaci s charakteristikami úrovně

Více

Hodnocení kvality logistických procesů

Hodnocení kvality logistických procesů Téma 5. Hodnocení kvality logistických procesů Kvalitu logistických procesů nelze vyjádřit absolutně (nelze ji měřit přímo), nýbrž relativně porovnáním Hodnoty těchto znaků někdo buď předem stanovil (norma,

Více

doc. Dr. Ing. Elias TOMEH Elias Tomeh / Snímek 1

doc. Dr. Ing. Elias TOMEH   Elias Tomeh / Snímek 1 doc. Dr. Ing. Elias TOMEH e-mail: elias.tomeh@tul.cz Elias Tomeh / Snímek 1 Frekvenční spektrum Dělení frekvenčního pásma (počet čar) Průměrování Časovou váhovou funkci Elias Tomeh / Snímek 2 Vzorkovací

Více

VEGETAČNÍ BARIÉRY Mgr. Jan Karel

VEGETAČNÍ BARIÉRY Mgr. Jan Karel VEGETAČNÍ BARIÉRY Využití metodiky pro kvantifikaci efektu výsadeb vegetačních bariér na snížení koncentrací suspendovaných částic a na ně vázaných polutantů 10. 11. 2017 Mgr. Jan Karel Metodika pro výpočet

Více

ZOBRAZOVACÍ VYŠETŘOVACÍ METODY MAGNETICKÁ REZONANCE RADIONUKLIDOVÁ

ZOBRAZOVACÍ VYŠETŘOVACÍ METODY MAGNETICKÁ REZONANCE RADIONUKLIDOVÁ ZOBRAZOVACÍ VYŠETŘOVACÍ METODY MAGNETICKÁ REZONANCE RADIONUKLIDOVÁ Markéta Vojtová MAGNETICKÁ REZONANCE MR 1 Nejmodernější a nejsložitější vyšetřovací metoda Umožňuje zobrazit patologické změny Probíhá

Více

Pozitronová emisní tomografie.

Pozitronová emisní tomografie. Pozitronová emisní tomografie. Pozitronová emisní tomografie (PET) s využitím 18F-2-D-fluor-2- deoxy-glukózy (FDG), je jedna z metod nukleární medicíny, která umožňuje funkční zobrazení tkání organismu,

Více

vzorek1 0.0033390 0.0047277 0.0062653 0.0077811 0.0090141... vzorek 30 0.0056775 0.0058778 0.0066916 0.0076192 0.0087291

vzorek1 0.0033390 0.0047277 0.0062653 0.0077811 0.0090141... vzorek 30 0.0056775 0.0058778 0.0066916 0.0076192 0.0087291 Vzorová úloha 4.16 Postup vícerozměrné kalibrace Postup vícerozměrné kalibrace ukážeme na úloze C4.10 Vícerozměrný kalibrační model kvality bezolovnatého benzinu. Dle následujících kroků na základě naměřených

Více

Zpracování obrazů. Honza Černocký, ÚPGM

Zpracování obrazů. Honza Černocký, ÚPGM Zpracování obrazů Honza Černocký, ÚPGM 1D signál 2 Obrázky 2D šedotónový obrázek (grayscale) Několikrát 2D barevné foto 3D lékařské zobrazování, vektorová grafika, point-clouds (hloubková mapa, Kinect)

Více

Algoritmy a struktury neuropočítačů ASN - P11

Algoritmy a struktury neuropočítačů ASN - P11 Aplikace UNS při rozpoznání obrazů Základní úloha segmentace obrazu rozdělení obrazu do několika významných oblastí klasifikační úloha, clusterová analýza target Metody Kohonenova metoda KSOM Kohonenova

Více

10. Předpovídání - aplikace regresní úlohy

10. Předpovídání - aplikace regresní úlohy 10. Předpovídání - aplikace regresní úlohy Regresní úloha (analýza) je označení pro statistickou metodu, pomocí nichž odhadujeme hodnotu náhodné veličiny (tzv. závislé proměnné, cílové proměnné, regresandu

Více

Kapacita jako náhodná veličina a její měření. Ing. Igor Mikolášek, Ing. Martin Bambušek Centrum dopravního výzkumu, v. v. i.

Kapacita jako náhodná veličina a její měření. Ing. Igor Mikolášek, Ing. Martin Bambušek Centrum dopravního výzkumu, v. v. i. Kapacita jako náhodná veličina a její měření Ing. Igor Mikolášek, Ing. Martin Bambušek Centrum dopravního výzkumu, v. v. i. Obsah Kapacita pozemních komunikací Funkce přežití Kaplan-Meier a parametrické

Více

Konferenci fyziků v nukleární medicíně

Konferenci fyziků v nukleární medicíně Česká společnost nukleární medicíny ČLS JEP a Oddělení nukleární medicíny Nemocnice Pelhřimov pořádají Konferenci fyziků v nukleární medicíně Termín: 13.4. - 15.4.2011 Místo konání: Přednáškový sál Městského

Více

magnetizace M(t) potom, co těsně po rychlé změně získal vzorek magnetizaci M 0. T 1, (2)

magnetizace M(t) potom, co těsně po rychlé změně získal vzorek magnetizaci M 0. T 1, (2) 1 Pracovní úkoly Pulsní metoda MR (část základní) 1. astavení optimálních excitačních podmínek signálu FID 1 H ve vzorku pryže 2. Měření závislosti amplitudy signálu FID 1 H ve vzorku pryže na délce excitačního

Více

Předpoklad o normalitě rozdělení je zamítnut, protože hodnota testovacího kritéria χ exp je vyšší než tabulkový 2

Předpoklad o normalitě rozdělení je zamítnut, protože hodnota testovacího kritéria χ exp je vyšší než tabulkový 2 Na úloze ukážeme postup analýzy velkého výběru s odlehlými prvky pro určení typu rozdělení koncentrace kyseliny močové u 50 dárců krve. Jaká je míra polohy a rozptýlení uvedeného výběru? Z grafických diagnostik

Více

Petra Mihalová Oddělení lékařské fyziky Nemocnice Na Homolce

Petra Mihalová Oddělení lékařské fyziky Nemocnice Na Homolce Petra Mihalová Oddělení lékařské fyziky Nemocnice Na Homolce Konference ČSFM, Rožnov 2014 Zákon 373/2011 Sb. ukládá povinnost provádět interní klinický audit, jehož cílem je ověřit a zhodnotit, zda je

Více

M ASARYKŮ V ONKOLOGICKÝ ÚSTAV Žlutý kopec 7, Brno

M ASARYKŮ V ONKOLOGICKÝ ÚSTAV Žlutý kopec 7, Brno PET. PET / CT, PET Centrum, Cyklotron Pozitronová emisní tomografie ( PET ) je neinvazivní vyšetřovací metoda nukleární medicíny založená na detekci záření z radiofarmaka podaného pacientovi.nejčastěji

Více

DIPLOMOVÁ PRÁCE Nelineární řízení magnetického ložiska

DIPLOMOVÁ PRÁCE Nelineární řízení magnetického ložiska ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE Fakulta strojní Ústav mechaniky DIPLOMOVÁ PRÁCE Nelineární řízení magnetického ložiska 2004 Jan KRYŠTŮFEK Motivace Účel diplomové práce: Porovnání nelineárního řízení

Více

Vliv Mosteckého jezera na teplotu a vlhkost vzduchu a rychlost větru. Lukáš Pop Ústav fyziky atmosféry v. v. i. AV ČR

Vliv Mosteckého jezera na teplotu a vlhkost vzduchu a rychlost větru. Lukáš Pop Ústav fyziky atmosféry v. v. i. AV ČR Vliv Mosteckého jezera na teplotu a vlhkost vzduchu a rychlost větru Lukáš Pop Ústav fyziky atmosféry v. v. i. AV ČR Motivace a cíle výzkumu Vznik nové vodní plochy mění charakter povrchu (teplotní charakteristiky,

Více