Institut für Biomedizinische Technik Fakultät Elektrotechnik Technische Universität Dresden

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1 ibmt Praktikum Versuch Institut für Biomedizinische Technik Fakultät Elektrotechnik Technische Universität Dresden Diagnostische Gerätetechnik Nuklearmedizinische Bildgebung / SPECT Ort: Universitätsklinikum / Klinik und Poliklinik für Nuklearmedizin Fetscherstr. 74, Haus 7 1 Versuchsziel Einleitung Grundlagen Physikalische Grundlagen Strahlungsdetektoren Aufbau und Funktionweise der Szintillationskamera Akquisitionstechniken SPECT-Rekonstruktion Möglichkeiten des Auswertung Versuchsaufbau Die Szintillationskamera Multispect Akquisitions- und Auswertesoftware Meßphantome Vorbereitungsaufgaben Versuchsaufgaben Literaturverzeichnis Versuchsziel Der Versuch dient dem Kennenlernen der Arbeitsweise einer Szintillationskamera, welche in der nuklearmedizinischen Diagnostik eingesetzt wird. Insbesondere kann die tomographische Aufnahmetechnik (SPECT) praktisch erprobt werden. Bildrekonstruktionsverfahren (gefilterte Rückprojektion) und einfache Bildverarbeitungsmethoden kommen zum Einsatz. Die Versuche Radioaktivität und Strahlenschutz und Computertomographie stehen in engen Zusammenhang mit diesem Versuch, auf die dort vermittelten Grundlagen wird ebenfalls verwiesen. Schwangere und Stillende sollten auf diesen Versuch verzichten. 2 Einleitung In der nuklearmedizinischen in-vivo-diagnostik wird dem Patienten ein radioaktives Arzneimittel appliziert. Aus der zeitlichen und örtlichen Aktivitätsverteilung im Organismus werden Aussagen über funktionelle Abläufe gewonnen. In der konventionellen Nuklearmedizin werden als Radionuklide möglichst reine Gammastrahler eingesetzt, deren Strahlungsenergie zwischen 50 und 500keV liegt

2 Mit einer Szintillationskamera können (primär zweidimensionale) Abbildungen der Radioaktivitätsverteilung, sogenannte Szintigramme, erzeugt werden. Bei der SPECT (Single Photon Emission Tomography) rotiert der Detektor um das Objekt und aus einer Vielzahl von Projektionen läßt sich ein dreidimensionales Verteilungsmuster rekonstruieren. Bei der Bildgebung mit PET (Positron Emission Tomography) werden Positronenstrahler in den Organismus gebracht, der Nachweis der Annihilationstrahlung (2 diametral emittierte Gammaquanten) erfolgt mit einem Detektorringsystem, wobei zur Bestimmung des Zerfallsortes Koinzidenzen zwischen gegenüberliegenden Detektoren gemessen werden. 3 Grundlagen 3.1 Physikalische Grundlagen Zerfall und Strahlung von Radionukliden: Radioaktivität ist die Eigenschaft instabiler Atomkernen, sich unter Aussendung von Strahlung (Alpha-, Beta-, Gamma-Strahlung) in einen stabilen Kern umzuwandeln (neue Ordnungszahl, neues Element) bzw. aus einem angeregten in einen energetisch stabilen Zustand überzugehen. Gammastrahlung ist eine elektromagnetische Wellenstrahlung (analog Röntgenstrahlung, jedoch mit diskreten Strahlungsenergien). Der Zerfallszeitpunkt eines Atomkernes kann nicht vorhergesagt werden; bei einem grossen Kollektiv gleicher instabiler Kerne gelten jedoch für deren Zerfall statistische Gesetze: Von der Ausgangsmenge ist nach Ablauf einer für die Kernart charakteristischen Zeit, der Halbwertzeit (HWZ, T 1/2 ), die Hälfte der Kerne zerfallen. Das Spektrum der vom Atom emittierten Strahlen, d.h. die in einem Energiebereich emittierte Strahlungsintensität, ist streng an die Atomkernart gebunden. So haben z.b. Isotope des Iods wie 123-I oder 131-I gänzlich verschiedene Strahlungspektren und Halbwertzeiten (12h bzw. 8d). Das quantitiative Mass des radioaktiven Zerfalls ist die Zahl der Zerfälle pro Zeiteinheit (Aktivität) mit der Maßeinheit Becquerel (Bq). 1 Bq ist ein Zerfall pro Sekunde = 1/ s. Nach dem Zerfallsgesetz berechnet sich die Aktivität zur Zeit t: A(t)= A 0* exp(-ln2/t 1/2 *t) mit A 0 = Aktivität zur Zeit t=0. In der nuklearmedizinischen bildgebenden Diagnostik verwendet man Aktivitätsmengen von ~100 MBq, die Strahlungsenergien liegen je nach Radioisotop zwischen 50 und 500 kev. Hauptsächlich wird das Nuklid 99m Tc (140 kev,hwz=6h) eingesetzt. Wechselwirkung von Strahlung mit Materie: Bei der Ausbreitung von Strahlung in Materie treten Wechselwirkungen auf, Strahlungsenergie wird auf die Materie übertragen. Zum Nachweis der Strahlung ist diese Energieübertragung gerade erwünscht, andererseits ist die entstehende Strahlenbelastung von Patient und Personal bei diagnostischen Maßnahmen unerwünscht. Auch bei der therapeutischen Nutzung der Strahlung steht die erwünschte Wirkung im Zielvolumen einer unerwünschten im umgebenden Gewebe gegenüber. Die im Gewebe pro Masseeinheit absorbierte Energie wird mit dem Begriff Dosis beschrieben. Geladene Teilchen verlieren in vielen Stoßprozessen mit Atomen Energie und ändern die Richtung. Sekundärelektronen und Licht können entstehen. Es gibt eine maximale Reichweite. Bei Abbremsung geladener Teilchen im Kernfeld entsteht Bremsstrahlung

3 Strahlungsteilchen ohne elektrisch Ladung, z.b. Gammaquanten, können in Materie nur indirekt ionisieren. Beim Photoeffekt wird das Gammaquant vollständig absorbiert und seine Energie auf ein Hüllelektron übertragen. Der Comptoneffekt ist ein Stoßprozess zwischen einem Photon und einem Elektron mit geringer Bindungsenergie, das Gammaquant verliert nur einen Teil seiner Energie und ändert seine Richtung (Streuung). Bei beiden Prozessen kann das freigesetzte Elektron seinerseits die Nachbaratome ionisieren. Andere Wechselwirkungen spielen in der Nuklearmedizin keine Rolle. Für Quantenstrahlung gibt es nur eine Wahrscheinlichkeit, mit der ein Quant eine Wechselwirkung erleidet. Ein gewisser Prozentsatz von Quanten wird bei Durchgang durch eine Materieschicht absorbiert oder gestreut, jedoch werden immer noch Quanten auch dicke Schichten durchdringen können! Dies wird durch das Schwächungsgesetz beschrieben: I = I 0 e -μ d (I Strahlungsintensität hinter bzw. I 0 vor schwächender Schicht der Dicke d, der lineare Schwächungskoeffizient µ ist abhängig von der Dichte u. Ordnungszahl des Materials sowie von der Strahlungsenergie.) Die Schwächung in Luft ist sehr gering, Die Schwächung im Patienten ist ein Störfaktor in der nuklearmedizinischen Bildgebung, die große Schwächung von Blei wird bei Abschirmungen ausgenutzt. 3.2 Strahlungsdetektoren Strahlungsdetektoren nutzen Wechselwirkungeffekte aus. Folgende Beispiele aus der Nuklearmedizin seien genannt: Ionisationskammer: Ionisisation eines Gases in abgeschlossener gasgefüllter Kammer, Absaugen der Ladungsträger durch ein elektrisches Feld, Ionisatationskammerstrom ~ Aktivität -> Aktivimeter Zählrohr: Gasgefüllter Hohlzylinder mit dünnem Draht in der Achse, an den hohe Spannung angelegt wird, durch Ionisation freigesetzten Elektronen werden so stark beschleunigt, daß sie ihrerseits ionisieren (Lawineneffekt), Gasentladung führt zu einem elektrischen Impuls, Teilchenzählung, sehr empfindlich für Beta-, weniger für Gammastrahlung Strahlenschutz: Dosisleistungsmesser, Kontaminationsmonitore Szintillationszähler: Entlang der Bahn eines primären oder sekundären Elektrons erfolgt die Anregung von Atomen oder Molekülen, bei Rückkehr in den Grundzustand wird Licht ausgesendet. Lichtblitz = Szintillation, Helligkeit ~ Energie des Primärteilchens z.b. als Leuchtstoff Na (Tl) Natriumiodid-Einkristall dotiert mit Thallium -> Szintillationssonde, Szintillationskamera, Bohrloch zur Probenmessung Die Szintillationen werden in Sekundärelektronen-Vervielfacher (SEV, Photomultiplier) verstärkt, für jede Szintillation entsteht ein elektrischer Impuls, dessen Amplitude ist proportional zur absorbierte Strahlungsenergie. Dazu kommen elektronische Bausteine zur Komplettierung: Hochspannung, Verstärker, Analysator, Impulszähler. 3.3 Aufbau und Funktionweise der Szintillationskamera Die Szintillationskamera ist das Standardgerät der konventionellen Nuklearmedizin. Eine Gantry trägt 1-3 Detektorköpfe. Ein Detektorkopf besteht im wesentlichen aus einem etwa 40x50 cm 2 großen und etwa 13mm dicken Szintillationskristall, einem Bleikollimator, bis zu - 3 -

4 90 Photomultipliern und einer abschirmenden Hülle. Ein Kollimator ist ein Bleischirm mit tausenden Bohrungen. Dadurch werden nur bestimmte Strahlungsrichtungen aus dem Patienten zur Detektion zugelassen. Die Szintillationen werden mit unterschiedlicher Intensität von den Photomultiplier gesehen. Aus den Ausgangssignalen der Photomultiplier wird der Absorptionsort (im Kristall) berechnet, der mit dem Zerfallsort der Strahlung im Patienten korrespondiert. Das Summensignal ist proportional zur absorbierten Strahlungsenergie und wird analysiert, um z.b. energieärmere (gestreute Strahlung) oder Strahlung von zusätzlich vorhandenen nichterwünschten Radionukliden auszuschließen. Ansonsten wird der Absorptionsort digitalisiert und einem Rechner zugeführt. In einer Bildmatrix wird der Inhalt eines korrespondierenden Bildelements (Pixel) um Eins erhöht. Dieses Szintigramm stellt somit ein Abbild der Aktivitätsverteilung im Gesichtsfeld dar. Die Szintillationskamera wird durch eine Patientenliege, Sicherheitseinrichtungen und Steuerelektronik komplettiert. Die Detektoren können hand- oder rechnergesteuert um den Patienten bewegt werden. Kollimatoren sind wechselbar. Es gibt sie in verschiedenen Bauformen (z.b. mit paralleler oder gefächerter Lochanordnung), durch das Zusammenspiel von Bohrungsdurchmesser und -länge sowie Septendicke sind sie angepasst für verschiedene Gammastrahlungsenergien und den Anforderungen an Empfindlichkeit und Auflösung. Das räumliche Auflösungsvermögen eines Szintigramms hängt weiterhin von der inhärenten Auflösung des Kristalls ab und vom Abstand zwischen Strahlungsquelle und Detektor abhängig. Die Streuverhältnisse im Objekt spielen ebenfalls eine Rolle. Szintillationskameras können zusätzlich mit einer Transmissionsquelle ausgestattet sein, um analog zu einem CT die Schwächung im Patienten zu messen. 3.4 Akquisitionstechniken Das oben beschriebene planare Szintigramm ist also ein (digitales) Abbild der aus dem Patienten emittierten Strahlung ohne Tiefeninformation. Sowohl der radioaktive Zerfall als auch der Nachweisprozeß gehorchen statistischen Gesetzmäßigkeiten. Szintigramme sind mit Rauschen behaftet. Die Aufnahmezeit eines Szintigramms wird von vielen Gesichtspunkten bestimmt, z.b. applizierte Aktivität, Empfindlichkeit des Systems, Zerfall des Radionuklids, biologische Prozesse im Patienten, welche die Objektverteilung beeinflussen, Zumutbarkeit für den Patienten, Güteanforderung. Statische Szintigrafie: Mit einer Mehrkopfkamera können bis zu 3 Szintigramme aus verschieden Sichten gleichzeitig aufgenommen werden. Dynamische Szintigrafie: Sequentielle Szintigramme bilden den zeitlichen Verlauf der Radioaktivitätsverteilung ab. Ganzkörperszintigraphie: Der Patient wird in einem kontinuierlichen Ablauf von Kopf bis Fuß untersucht. Szintigrafie mit EKG- oder auch Atem-Triggerung: Zeitliche Sortierung der Information bzw. Limitierung der Aufnahmen auf definierte Phasen Tomographie (SPECT): Die Detektorköpfe rotieren diskontinierlich oder kontinuierlich um den Patienten (i.d.r ist die Rotationsachse parallel zur Patientenlängsachse) und nehmen dabei Szintigramme auf, aus denen im Nachhinein Schnittbilder (Tomogramme) rekonstriert werden. Die Rotation muß nicht kreisförmig erfolgen, ein elliptischer oder der Patientenkontur angepasster Orbit ist möglich. Getriggerte SPECT als Kombination - 4 -

5 Die Aufnahmeparameter werden per Rechner gesteuert. Maßnahmen zur Qualitätskontrolle des Gesamtsystems sind unerlässlich. 3.5 SPECT-Rekonstruktion Hier sei auf den Punkt 3.3 Mathematische Grundlagen/Bildrekonstruktion des Praktikumsversuchs Computertomografie verwiesen. Ein Unterschied zur Röntgencomputertomografie besteht darin, dass in der Nuklearmedizin zwei Verteilungen unbekannt sind: Die Verteilung der Aktivität und die Verteilung der Schwächungskoeffizienten. Während bei der PET ist die Messung der Transmission die Regel ist, wird in der SPECT häufig einfach eine homogene Verteilung der Schwächungskoeffizienten angenommen. Die Emissionstomogramme werden dann hinterher entsprechend korrigiert (Verfahren nach Chang) 3.6 Möglichkeiten des Auswertung Sämtliche Szintigramme können mit Methoden der Bildverarbeitung weiterverarbeitet werden. Standardmethoden sind z.b. Filterung, Kantendetektion, arithmetische Operationen. Als quantifizierende Verfahren kommen Profillinien (seltener) oder oftmals die Methode der Regions of interest (ROI) zum Einsatz. Dabei werden Regionen markiert und die Impulszahl der entsprechenden Pixel aufsummiert. Bei der dynamischen Szintigrafie können daraus dann Zeit-Aktivitäts-Kurven erstellt werden. Daraus lassen sich Funktionsparameter ableiten. Wird jedes Pixel (bzw. im dreidimensionalen Voxel) als ROI aufgefaßt, können Parameterbilder errechnet werden. Selbstverständlich kann ein einmal rekonstruiertes Volumen in verschiedener Weise geschnitten werden. Dreidimensionale Darstellungen des Volumens (Volume-Rendering) sind manchmal ebenfalls sinnvoll Für alle nuklearmedizinischen Diagnostikverfahren gibt es komplexe Auswerteprogramme, die beispielhaft vom Hersteller der Anlage mitgeliefert werden und vom Anwender abgewandelt und erweitert werden können. Das bezieht sich auf Änderungen von Parametern, Gestaltung von Ausgabedisplays, Nutzung von Programmbausteinen

6 4 Versuchsaufbau 4.1 Die Szintillationskamera Multispect3 Bedienfeld am Kamerastativ Manuelle Bewegung von Detektoren und Patiententisch Kollimatorwechsel - 6 -

7 4.2 Akquisitions- und Auswertesoftware An dieser Stelle sind beispielhaft Abbildungen der Aufnahme- und Auswertesoftware dargestellt, die Sie auf den Umgang mit der Software vorbereiten sollen. Einstellung Photopeaks des Aufnahmeparameter für einfache planare Szintigramme - 7 -

8 Aufnahmeparameter für SPECT - 8 -

9 Start eines MPE-Makros - 9 -

10 SPECT-Rekonstruktion, Filterwahl SPECT, Schwächungskorrektur

11 Einfache Werkzeuge MPE Bsp..Region_Ratio

12 4.3 Meßphantome Punktquelle ( 99m Tc in Probengefäß, ca. 15 MBq)), zusätzlich eine Quelle 1MBq für die Peakeinstellung der Kamera ECT Phantom de luxe (nach Jaszczak), gefüllt mit etwa 500 MBq 99m Tc Plexiglaskugeln sowie in sechs Sektoren angeordnete Stäbe unterschiedlicher Dicke 5 Vorbereitungsaufgaben Beschäftigen Sie sich mit den theoretischen Grundlagen: Entstehung von Gammastrahlung Begriffe Aktivität, Halbwertzeit Schwächung von Gammastrahlung in Materie: Photoeffekt, Comptoneffekt Szintillationszähler: Aufbau, Impulshöhenspektrum Prinzipieller Aufbau einer Szintillationskamera, insbesondere Rolle des Kollimators Tomographie: Prinzip der gefilterten Rückprojektion, Filterfunktion, Nyquist- Frequenz, alternative Rekonstruktionsverfahren Überlegen Sie anhand der Abbildungen in Punkt 4.1, welche Bewegungen der Detektoren und der Patientenliege an dieser Kamera möglich sind. Die Abbildungen in Punkt 4.2 sind so gewählt, dass Ihnen diese Bildschirmdarstellungen während des Versuchs begegnen werden. Versuchen Sie, daraus wichtige Aufnahmeparameter für statische Szintigramme und SPECT zu erkennen

13 Versuchen Sie Antworten auf folgende Fragen zu finden: Warum wird für die szintigraphische Abbildung nicht integral über das gesamte Impulshöhenspektrum gemessen, sondern ein Energiefenster über den Photopeak gelegt? Was muß bei der Wahl des Kollimators für eine Untersuchung beachtet werden, wodurch ist er charakterisiert? Wodurch wird die geometrische Auflösung in den Tomogrammen bestimmt? Wie kann das Rauschen beeinflußt werden? Welche Vor- und Nachteile hat die gefilterte Rückprojektion? Kennen Sie alternative Verfahren? Welche Qualitätskontrollen scheinen Ihnen für Szintillationskameras, insbesondere für SPECT notwendig? 6 Versuchsaufgaben Die Bedienung der Kamera und des angeschlossenen Bildauswertesystems muß ausschließlich unter Aufsicht des Betreuers erfolgen! Vorbereitende Arbeiten (Füllung des Phantoms, Montage der Kollimatoren) werden durch den Betreuer ausgeführt. 1. Kollimatoren sind demontiert. Befestigen Sie eine Punktquelle (1 MBq) mit einer Probenhalterung an der Liege. Zentrieren Sie die Quelle im Gesichtsfeld. 2. An der Akquisitionskonsole wird über das Icon Camera, dann ANALYSER, die Darstellung des Energiespektrums aufgerufen, mittels Peak wird das Energiefenster auf den Photopeak von 99m Tc zentriert. Montage der hochauflösenden Niederenergie- Kollimatoren 3. Zunächst sollen statische Aufnahmen der Punktquelle für 5 verschiedene Abstände zwischen Quelle und Kollimator angefertigt werden, aus denen die Halbwertsbreite der Abbildungsfunktion bestimmt werden soll. Besondere Überlegung muß der Matrix und dem Aufnahmezoom gelten. Acquisition Protocols, Static, Studenten-BMT-statisch auswählen 4. Zur Bestimmung der Halbwertsbreite in Abhängigkeit vom Abstand können Sie so vorgehen: Processing Protocols, D/A (Display/Analysis), Example Display Die Bilder aufrufen. Für die Berechnung gibt es in der Menuleiste ein MPE-Makro: Profiles/FWHM. Hinweis: Die Pixelgröße beträgt für eine 128er Matrix 3.56mm. 5. Bereiten Sie eine SPECT-Aufnahme vor. Verwendet werden kann das vordefinierte Protokoll Studenten-BMT-SPECT. Die Aufnahmebedingungen können Sie bestimmen. Nuklid: 99m Tc Kollimator: Hires (low energy high resolution) Meßzeit: Die Gesamtaufnahmezeit sollte eine halbe Stunde nicht übersteigen. 6. Nun wird das Zylinderphantom waagerecht auf die Patientenliege gelegt. Positionieren Sie das Phantom sorgfältig im Gesichtsfeld. Die Lagerung kann am Monitor/ Scope kontrolliert werden. Wählen Sie einen geeigneten (Überlegung dazu nach 4.) Rotationsradius. Überzeugen Sie sich durch vorsichtige Proberotation (Kreis), daß keine Kollisionen auftreten können

14 7. Notieren Sie Zählrate am Scope. Starten Sie die Aufnahme. 8. Bestimmen Sie die Empfindlichkeit des Meßsystems für diese Versuchsanordnung in Imp/s/MBq. Die im Phantom befindliche Aktivität zu einer bestimmten Zeit wird vom Betreuer genannt. Berücksichtigen Sie die Halbwertszeit. 9. Rekonstruieren Sie die Aufnahme. Processing Protocols, SPECT, Studenten-BMT- Reko Probieren Sie die Wirkung verschiedener Rekonstruktionsfilter in einer Schicht im Bereich der Kugeln aus. Wählen Sie ein Filter aus und rekonstruieren Sie nun das gesamte Volumen. Abspeichern der Schichtbilder nicht vergessen. 10. Aufruf der Bilder mit Processing Protocols, D/A, Example Display. Beurteilen Sie die Ortsauflösung, indem Sie die Abbildung der Kugeln und Stäbe mit den den bekannten Abmessungen vergleichen. Beschreiben Sie das Verteilungsmuster im mittleren homogen Bereich des Phantoms und erklären Sie den Effekt. 11. Wenden Sie die Schwächungskorrektur nach Chang an. Dazu die abgespeicherten Schichbilder wieder mit dem Protokoll Studenten-BMT-Reko laden. Speichern. Kontrollieren Sie die Wirkung mit Hilfe eines Profils. 12. Bestimmen Sie einen Parameter für das Rauschen. In einer Schicht im mittleren homogenen Bereich des Phantoms aus (Menuleiste: Desktop -> Show Statistic), s R = *100% s Standardabweichung, m Mittelwert m 13. Bestimmen Sie einen Parameter für den Bildkontrast im Bereich der größten Kugel: Schnittbild durch die Kugelmitte wählen, mit dem MPE-Programm Region_Ratio arbeiten. Eine ROI in die Kugel (K) legen und eine weitere ROI in den benachbarten Untergrund (U), aus den jeweiligen Impulszahlen und ROI-Größen den Kontrast nach folgender Formel ermitteln: IK IU C = IU 14. Worauf würden Sie bei einer Wiederholung des Versuches besonders achten? 7 Literaturverzeichnis [1] Freyer, R.: Bildgebende Verfahren, Teil I, Schriftenreihe Biomedizinische Technik, IBMT, Fakultät Elektrotechnik, TU Dresden [2] Freyer, R.: Bildgebende Verfahren, Teil II, Schriftenreihe Biomedizinische Technik, Technik der Röntgencomputertomographie, IBMT, Fakultät Elektrotechnik, TU Dresden [3] Freyer, R.; Tran Luu, C.: Bildgebende Verfahren, Teil IV, Rekonstruktionsalgorithmen der Computertomographie, Schriftenreihe Biomedizinische Technik, IBMT, Fakultät Elektrotechnik, TU Dresden [4] Morneburg, H.: Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik, Siemens AG Publics MCD Verlag, München [5] Hennig/Woller/Franke: Nuklearmedizin kurz und bündig. Fischer Verlag Jena