nuklearmedizinische bildgebung - epileptologie · -bereich iv (geiger-müller-bereich):...
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Nuklearmedizinische Bildgebung
Inhalt:
- geschichtlicher Überblick
- physikalische Grundlagen
- Erzeugung von radioaktiven Isotopen
- Meßtechnik
- Bildgebung mit radioaktiven Isotopen
Planare Szintigraphie
Single-Photon-Emission-Computed-Tomography (SPECT)
Positronen-Emissions-Tomographie (PET)
(Bildernachweis: Dössel, 2000; Morneburg, 1995; Siemens, Philips, Internet)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Prinzip
- aktiver Abbildungsvorgang durch Zuführung von Energie(radioaktive Substanzen)
und
- passiver Abbildungsvorgang durch Ausnutzung körper-eigener Signale (Funktion und Metabolismus)
- unterschiedliche Intensitätsverteilung in den Geweben des Körpers, abh. von Funktion und Metabolismus
Nuklearmedizinische Bildgebung
Historie
Antoine H. Becquerel (1852-1908)Entdeckung natürlich vorkommender Radioisotope
Marie Curie (1867-1934) und Pierre Curie (1859-1906)Herstellung künstlicher RadioisotopePrägung des Begriffs „Radioaktivität“
1903 Nobelpreis für Physik an Becquerel und den Curies
1911 Nobelpreis für Chemie an M. Curie
1935 Georg von Hevesyverwendet 32P für metabolische Studien mit Geiger-Müller-Zählrohr
1943 Nobelpreis für Chemie an Hevesy
Nuklearmedizinische Bildgebung
1949 B. Cassen et al.: erste Radionuklid-Bildgebung (131J in der Schilddrüse)
1951-1953 Erste Ideen zur PETW.H. SWEET, The use of nuclear disintegration in the diagnosis and treatment of brain tumor, New England Journal of Medicine 1951; 245:875-878. G.L. BROWNELL, W.H. SWEET, Localization of brain tumors with positronemitters, Nucleonics 1953, 11:40-45.
1957 H.O. AngerEntwicklung der nach ihm benannten Szintillations-Kamera(planare Bildgebung)
1960 D.E. Kuhl und R.Q. EdwardsKonstruktion des Mark IV-SPECT-Scanners mit der Anger-Kamera(~10 Jahre vor Röntgen-CT)
1962 S. Rankowitz und J.S. Robertsontomographische Bilddarstellung mit Positronenstrahlern
Nuklearmedizinische Bildgebung
1975 M.E. Phelps (Los Angeles); M.M Ter-Pogossian (St. Louis); T.F. Budinger (Berkeley)erste PET-Tomographen(Innovationsschub durch Rekonstruktionsalgorithmen der CT)
1977 W.I. Kayes und R.J. Jaszczak kommerzielle Entwicklung der SPECT
1978 erste kommerzielle PET(Auflösung: 1.5 - 2.0 cm)
1979 M.E. Phelps et al.; M. Reivich et al.Erste PET-Untersuchungen des regionalen zerebralen Glukosestoff-wechsels im lebenden (!) menschlichen Gehirn
1983 M. Singh und D. DoriaEinsatz der Compton-Kamera bei der SPECT
seit den 1990er Jahrenexponentielles Wachstum der Installationen (Infrastruktur!)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Nuklearmedizinische Bildgebung
PET-Einrichtungen in Deutschland
1988
1998
aus: H.J. Wieler (Hrsg): PET in der klinischen Onkologie, Steinkopf, Darmstadt, 1999
Radio-pharmaka
Verarbeitung/Quantifizierung
der TracerverteilungD
etek
tor
Nuklearmedizinische Bildgebung
SPECT
PET- spritzen- schlucken- inhalieren
Nuklearmedizinische Bildgebung
Ziel:Darstellung (patho-)physiologischer und biochemischer Prozesse(Transport, Stoffwechsel, Ausscheidung, ...)
Anforderungen an Radiopharmaka- Zerfallsstrahlen außerhalb des Körpers meßbar(keine oder nur geringe Absorption)
- Visualisierung realer Stoffwechselprozesse(Wahl geeigneter Nuklide als Tracer)
- Markierung darf das Verhalten des Tracers im Körper nicht ändern- Erhaltung physiologischer Konzentrationen der Stoffwechsel-substanzen
- geringe Strahlenbelastung(relativ kurze Halbwertszeiten)
- Kosten-Nutzen-Relation
Nuklearmedizinische Bildgebung
Definitionen:
Z: Ordnungszahl; Zahl der Protonen im Kern (Ladungszahl)
A: Massenzahl; Zahl der Nukleonen im Kern(Protonen + Neutronen)
N: Zahl der Neutronen im Kern: N = A - Z
X: Symbol des chemischen Elements
XAZ
p
e-
H11
Nuklearmedizinische Bildgebung
Definitionen:
Nuklid: Atomsorte mit einer durch N und Z festgelegten Kernart
Radio-Nuklid: Nuklid mit meßbarer Zerfallsrate (radioaktiv, instabil)
Isotope: Nuklide mit gleicher Ordnungszahl Z aber unterschiedlichemN und A → gleiches Element
Isobare: Nuklide mit gleicher Massenzahl A (Z und N verschieden) → unterschiedliches Element
Isotone: Nuklide mit gleicher Neutronenzahl N (Z und A verschieden) → unterschiedliches Element
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radio-Nuklide für die nuklearmedizinische Bildgebung:
Forderungen:
- müssen sich an die interessierenden Stoffwechselmoleküle binden
- stabile Isotope müssen in biochemischen Molekülen (oder deren(Analogen) vorkommen:
C, N, O, H, F
- Halbwertszeit
- Reichweite im Gewebe
Nuklearmedizinische Bildgebung
Ionisierende Strahlung:
Nuklearmedizinische Bildgebung
Reichweite (Durchdringungsvermögen) ionisierender Strahlung:
ReichweiteStrahlenart Energie [MeV] Luft Wasser
α 1 0,6 cm 0,008 mm6 5,0 cm 0,06 mm
β 0,1 10 cm 0,13 mm1 300 cm 4,2 mm3 1200 cm 15,0 mm
γ 0,01 1 m 0,15 cm0,1 230 m 2,7 cm1 190 m 22,0 cm10 380 m 45,0 cm
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radioaktiver Zerfall:
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radioaktiver Zerfall:
Stabilität eines Elements hängt vom Verhältnis Ordnungszahl (Z) zu Anzahl der Neutronen (N) ab
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radioaktiver Zerfall:
Zerfallsgesetz:
wobei:N(t) = Zahl der Nuklide zur Zeit tN0 = Zahl der Nuklide zur Zeit t = 0λ = Zerfallskonstante [t-1]
Halbwertszeit:
teNtN λ−= 0)(
λ2ln
21 =T
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radioaktiver Zerfall:
Aktivität einer radioaktiven Probe:(Zahl der Zerfälle pro Zeiteinheit)
Einheit: Zahl der Zerfälle/Sekunde = Becquerel = Bq(früher: Curie (Ci); 1 Ci = 3,7.1010 Bq)
typische Aktivitäten bei nuklearmedizinischer Diagnostik:
100 MBq - 1000 MBq
tt eAeNdtdN
tA λλλ −− ==−= 00)(
Nuklearmedizinische Bildgebung
Herstellung von Radionukliden:
natürlich vorkommende radioaktive Isotope haben zu langeHalbwertszeiten, daher für nuk.med. Bildgebung uninteressant→ künstliche Radionuklide
E(p) > 10 MeVwg. Coulomb-Abstoßungder Kerns
Nuklearmedizinische Bildgebung
Herstellung von Radionukliden:
Radionuklidgenerator
Gewinnung von 99Tcm aus 99Mo
- 99Mo aus Kernreaktor (z.B. n-Einfang)- Transport in Bleibehältern als Na+MoO4
-
in Klinik (T1/2 = 66,7 h)- 99Mo → 99Tcm (T1/2 = 6,03 h) - Pertechnetat (Na+TcO4
-) wasserlöslich- Auswaschen (Elution) - Aufziehen in Spritze (NaCl) und Injizieren- nach 24h genügend neues 99Tcm
- Wiederholen des Auswaschens („Melken“)- Generator nach 1 Woche verbraucht
Nuklearmedizinische Bildgebung
Herstellung von Radionukliden:
Radionuklidgenerator
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radionuklide für diagnostische Anwendungen:
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radionuklide für diagnostische Anwendungen:
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radionuklide für diagnostische Anwendungen:
- Anbindung an Atom bzw Molekül (Radiopharmaka)
Tracer:
- Radionuklide werden nur „mitgespült“ (Blut, Atemluft)
- Diffusion in spezifische Organe (Perfusion)
- direkte Beteiligung an chemischen Prozessen (z.B. Stoffwechsel)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Radiopharmazeutika für diagnostische Anwendungen:Radionuklide werden an Pharmazeutika gebunden, die für bestimmtemetabolische Aktivitäten spezifisch sind (z.B. Krebs, Herzperfusion, Hirnperfusion)
Gammastrahler99mTc-Sestamibi (Herzperfursion, Krebs)99mTc-markiertes Hexamethyl-Propylenamin (Hirnperfusion)
Positronenstrahler11C T1/2 = 20 min
(Nervenrezeptoren, metabolische Aktivität)13N T1/2 = 10 min
NH3 (Blutfluß, regionale Herzperfusion)15O T1/2 = 2.1 min
CO2 (zerebraler Blutfluß), O2 (Sauerstoffverbrauch Herz), H2O (Sauerstoffverbrauch Herz und Blutperfusion)
18F T1/2 = 110 min2-Deoxy-2-[18F]-Fluorglukose (FDG, Neurologie, Kardiologie, Onkologie, metabolische Aktivität)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Problemstellung in der nuklearmedizinischen Diagnostik:
- Aktivität der in den Körper eingebrachten Probe zum Zeitpunkt derApplikation bekannt
- Aktivität zu jedem späteren Zeitpunkt bekannt (Zerfallsgesetz)
- wie verteilt sich Aktivität im Körper?(wo ist wann wieviel?) dA/dV = f(x,y,z,t) = ?
- geeignete Messung der zeitabhängigen Aktivitätsverteilung
- Bildrekonstruktion (wie bei Röntgen-CT), Filme
- funktionelle Abläufe im Körper
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Zählrohr
Prinzipschaltbild
Z = Zähldraht (Anode)M = Zählrohrmantel (Kathode)R = ArbeitswiderstandC = ZählrohrkapazitätU = Zählrohrspannung
Gas
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Zählrohr
Arbeitsweise des Zählrohrs ist abh. von Potentialdifferenz
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Zählrohr- Bereich I (Rekombinationszone):
Potentialdifferenz reicht nicht aus, um Ladungsmenge (erzeugt durch γ-Quant) „abzusaugen“; Ladungsträger (Gas) rekombinieren
- Bereich II (Ionisationsbereich):über Draht abfließende Ladungsmenge ungefähr gleich der erzeugtenLadungsmenge
- Bereich III (Proportionalitätsbereich):Ladungsverstärkung; e- werden so stark beschleunigt, dass sie wiederum neue Gasteilchen ionisieren; abfließende Ladungsmenge proportional zur erzeugten Ladungsmenge
- Bereich IV (Geiger-Müller-Bereich):abfließende Ladungsmenge unabh. von erzeugten Ladung; Zählen vonEreignissen (keine Auswertung der Impulshöhe)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Szintillationszähler
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Szintillationszähler
- γ-Quant wird im Szintillationskristall absorbiert und erzeugtPhotonen (Photoeffekt und Compton-Streuung)
- Zahl der Photonen proportional zur abgegebenen γ-Energiebei vollständiger Absorption: ein Lichtblitz pro γ-Quant und Zahl der Photonen ~ Eγ
- Photomultiplier:Herauslösen von e- durch Photoeffekt in 1. Dynode; Beschleunigung auf 2. Dynode, jedes e- erzeugt Sekundär - e-;nach ca. 10 Dynoden meßbarer Impuls am Ausgang
Nuklearmedizinische Bildgebung
Detektoren für γ-Quanten Szintillationszähler
Nuklearmedizinische Bildgebung
Kollimatoren
- definieren den Nachweisbereichbei SPECT und planarer Szintigraphie(Auswahl der Schicht)
- ideal: zylindrischer Stab
- Material (γ-Absorber): Blei, Wolfram
- je kleiner der Durchmesser des Kollimators, desto besser dieräumliche Auflösung
Aber:- je kleiner der Durchmesser des Kollimators, desto geringer dieZahl der nachgewiesenen Quanten und desto höher das Rauschen
Nuklearmedizinische Bildgebung
Punktbildfunktion von Kollimatoren
Kollimatorelement- bewege punktförmigen γ-Strahler vor dem Detektor vorbei und erfasse Zählrate in Abh. vom Ort
- es entsteht „Halbschattenbereich“ und Plateau- Radius R der PBF ergibt sich aus Strahlensatz:
mit D = KollimatordurchmesserL = KollimatorlängeZ = Abstand Kollimator - γ-Strahler
PBF schmal, wenn D/L und Z klein
+=
2L
ZLD
R
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Typische Kenngrößen von Kollimatoren
Nuklearmedizinische Bildgebung
Fokussierende Kollimatoren
Isoimpulslinienverteilung(„Empfindlichkeitskeule“)
Punktbildfunktion
Nuklearmedizinische Bildgebung
Impulshöhenanalysator
- Streuung von γ-Quanten im Gewebeüberwiegend durch Compton-Streuung
- Abbildung des Ortes der Compton-Streuung und nicht des γ-Strahlers
- Artefakte bei der Aktivitätsabbildung
Reduzierung des Anteils gestreuterγ-Quanten durch Impulshöhenanalysator
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Impulshöhenanalysator
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Impulshöhenanalysator
Annahmen (ideale Detektion und idealer Detektor):
- vollständige Absorption aller γ-Quanten im Szintillator- gleicher Prozentsatz der Umwandlung Energie in Licht- gleicher Prozentsatz von Photonen auf Dynoden des Photomultipliers
⇒ Fläche unter Kurve des Impulses am Ausgang ~ Eγ
- Energieauflösung des Detektors abh von Statistik, mit der einγ-Quant unterschiedlich viele Photonen und Photo-e- erzeugt
Nuklearmedizinische Bildgebung
Impulshöhenanalysator
Eγ, gestreut < Eγ, primär
definiere Impulshöhenfenster derart, dass gestreute γ-Quantenmöglichst optimal unterdrückt werden
- untere Schwelle des Fensters zu hoch: Reduktion der primären γ-Quanten
- untere Schwelle des Fensters zu niedrig:Anteil der gestreuten γ-Quanten zu hoch
⇒ Schwelle geeignet wählen !!
Nuklearmedizinische Bildgebung
Gamma-Kamera (Anger-Kamera)
Idee: simultane Erfassung der Aktivitätsverteilung in einem großen Körperbereich mit hoher Ortsauflösung
naiver Ansatz: - je Kollimator ein Detektor, aber: Photomultiplier zu teuer !
Ansatz von Anger: - relativ wenig Photomultiplier (37 - 100)- hohe Ortsauflösung durch Verwendung einer Widerstandsmatrix
Nuklearmedizinische Bildgebung
Gamma-Kamera (Anger-Kamera)- Lichtblitz (Szintillator) verteilt sich aufverschiedene Multiplier
- „Schwerpunkt“ der Mulitplier-Signaleentspricht Ort (x,y) der γ-Quant-Absorption
- z = Maß für Impulshöhe
−+−+
−+
−+
+++=
−=
−=
yyxxzz
)yk(yy
z)xk(x
x
Nuklearmedizinische Bildgebung
Gamma-Kamera (Anger-Kamera)
Nuklearmedizinische Bildgebung
Gamma-Kamera (Anger-Kamera)
Typische Werte:37 - 100 Photomultiplier, Durchmesser: 20 - 50 cm
Dicke Szintillationskristall: 6 mm (200 keV-Quanten) - 12 mm (511 keV-Quanten)
Ortsauflösung: 3 - 5 mm
Qualität der Gamma-Kamera abh. von gleichmäßiger und stabilerEmpfindlichkeit der Photomultiplier
Regelmäßiges Kalibrieren der Anordnung mit bekannter Aktivitätsverteilung; Korrekturverfahren