Nuklearmedizinische Bildgebung

Transkript

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2 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)

3 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

4 Historie Antoine H. Becquerel ( ) Entdeckung natürlich vorkommender Radioisotope Marie Curie ( ) und Pierre Curie ( ) Herstellung künstlicher Radioisotope Prägung des Begriffs Radioaktivität 1903 Nobelpreis für Physik an Becquerel und den Curies 1911 Nobelpreis für Chemie an M. Curie 1935 Georg von Hevesy verwendet 32 P für metabolische Studien mit Geiger-Müller-Zählrohr 1943 Nobelpreis für Chemie an Hevesy

5 1949 B. Cassen et al.: erste Radionuklid-Bildgebung ( 131 J in der Schilddrüse) Erste Ideen zur PET W.H. SWEET, The use of nuclear disintegration in the diagnosis and treatment of brain tumor, New England Journal of Medicine 1951; 245: G.L. BROWNELL, W.H. SWEET, Localization of brain tumors with positron emitters, Nucleonics 1953, 11: H.O. Anger Entwicklung der nach ihm benannten Szintillations-Kamera (planare Bildgebung) 1960 D.E. Kuhl und R.Q. Edwards Konstruktion des Mark IV-SPECT-Scanners mit der Anger-Kamera (~10 Jahre vor Röntgen-CT) 1962 S. Rankowitz und J.S. Robertson tomographische Bilddarstellung mit Positronenstrahlern

6 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: cm) 1979 M.E. Phelps et al.; M. Reivich et al. Erste PET-Untersuchungen des regionalen zerebralen Glukosestoffwechsels im lebenden (!) menschlichen Gehirn 1983 M. Singh und D. Doria Einsatz der Compton-Kamera bei der SPECT seit den 1990er Jahren exponentielles Wachstum der Installationen (Infrastruktur!)

7 PET-Einrichtungen in Deutschland aus: H.J. Wieler (Hrsg): PET in der klinischen Onkologie, Steinkopf, Darmstadt, 1999

8 SPECT Radiopharmaka Detektor Verarbeitung/ Quantifizierung der Tracerverteilung - spritzen - schlucken - inhalieren PET

9 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 Stoffwechselsubstanzen - geringe Strahlenbelastung (relativ kurze Halbwertszeiten) - Kosten-Nutzen-Relation

10 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 A Z X p e - H 1 1

11 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 unterschiedlichem N 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

12 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

13 Ionisierende Strahlung:

14 Reichweite (Durchdringungsvermögen) ionisierender Strahlung: Reichweite Strahlenart Energie [MeV] Luft Wasser α 1 0,6 cm 0,008 mm 6 5,0 cm 0,06 mm β 0,1 10 cm 0,13 mm cm 4,2 mm cm 15,0 mm γ 0,01 1 m 0,15 cm 0,1 230 m 2,7 cm m 22,0 cm m 45,0 cm

15 Radioaktiver Zerfall:

16 Radioaktiver Zerfall: Stabilität eines Elements hängt vom Verhältnis Ordnungszahl (Z) zu Anzahl der Neutronen (N) ab

17 Radioaktiver Zerfall: Zerfallsgesetz: N( t)= N 0 e λt wobei: N(t) = Zahl der Nuklide zur Zeit t N 0 = Zahl der Nuklide zur Zeit t = 0 λ = Zerfallskonstante [t-1] Halbwertszeit: T 1 2 = ln 2 λ

18 Radioaktiver Zerfall: Aktivität einer radioaktiven Probe: (Zahl der Zerfälle pro Zeiteinheit) A( t) dn λt = = λn0e = A0 dt λt Einheit: Zahl der Zerfälle/Sekunde = Becquerel = Bq (früher: Curie (Ci); 1 Ci = 3, Bq) e typische Aktivitäten bei nuklearmedizinischer Diagnostik: 100 MBq MBq

19 Herstellung von Radionukliden: natürlich vorkommende radioaktive Isotope haben zu lange Halbwertszeiten, daher für nuk.med. Bildgebung uninteressant künstliche Radionuklide E(p) > 10 MeV wg. Coulomb-Abstoßung der Kerns

20 Herstellung von Radionukliden: Radionuklidgenerator Gewinnung von 99 Tc m aus 99 Mo - 99 Mo aus Kernreaktor (z.b. n-einfang) - Transport in Bleibehältern als Na + MoO 4 - in Klinik (T 1/2 = 66,7 h) - 99 Mo 99 Tc m (T 1/2 = 6,03 h) - Pertechnetat (Na + TcO 4- ) wasserlöslich - Auswaschen (Elution) - Aufziehen in Spritze (NaCl) und Injizieren - nach 24h genügend neues 99 Tc m - Wiederholen des Auswaschens ( Melken ) - Generator nach 1 Woche verbraucht

21 Herstellung von Radionukliden: Radionuklidgenerator

22 Radionuklide für diagnostische Anwendungen:

23 Radionuklide für diagnostische Anwendungen:

24 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)

25 Radiopharmazeutika für diagnostische Anwendungen: Radionuklide werden an Pharmazeutika gebunden, die für bestimmte metabolische Aktivitäten spezifisch sind (z.b. Krebs, Herzperfusion, Hirnperfusion) Gammastrahler 99m Tc-Sestamibi 99m Tc-markiertes Hexamethyl-Propylenamin (Herzperfursion, Krebs) (Hirnperfusion) Positronenstrahler 11 C T 1/2 = 20 min (Nervenrezeptoren, metabolische Aktivität) 13 N T 1/2 = 10 min NH 3 (Blutfluß, regionale Herzperfusion) 15 O T 1/2 = 2.1 min CO 2 (zerebraler Blutfluß), O 2 (Sauerstoffverbrauch Herz), H 2 O (Sauerstoffverbrauch Herz und Blutperfusion) 18 F T 1/2 = 110 min 2-Deoxy-2-[ 18 F]-Fluorglukose (FDG, Neurologie, Kardiologie, Onkologie, metabolische Aktivität)

26 Problemstellung in der nuklearmedizinischen Diagnostik: - Aktivität der in den Körper eingebrachten Probe zum Zeitpunkt der Applikation 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

27 Detektoren für g-quanten Prinzipschaltbild Zählrohr Gas Z = Zähldraht (Anode) M = Zählrohrmantel (Kathode) R = Arbeitswiderstand C = Zählrohrkapazität U = Zählrohrspannung

28 Detektoren für g-quanten Arbeitsweise des Zählrohrs ist abh. von Potentialdifferenz Zählrohr

29 Detektoren für g-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 erzeugten Ladungsmenge - 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 von Ereignissen (keine Auswertung der Impulshöhe)

30 Detektoren für g-quanten Szintillationszähler

31 Detektoren für g-quanten Szintillationszähler - γ-quant wird im Szintillationskristall absorbiert und erzeugt Photonen (Photoeffekt und Compton-Streuung) - Zahl der Photonen proportional zur abgegebenen γ-energie bei vollständiger Absorption: ein Lichtblitz pro γ-quant und Zahl der Photonen ~ E γ - 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

32 Detektoren für g-quanten Szintillationszähler

33 Kollimatoren - definieren den Nachweisbereich bei SPECT und planarer Szintigraphie (Auswahl der Schicht) - ideal: zylindrischer Stab - Material (γ-absorber): Blei, Wolfram - je kleiner der Durchmesser des Kollimators, desto besser die räumliche Auflösung Aber: - je kleiner der Durchmesser des Kollimators, desto geringer die Zahl der nachgewiesenen Quanten und desto höher das Rauschen

34 Punktbildfunktion von Kollimatoren - 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: Kollimatorelement R= D L Z mit D = Kollimatordurchmesser L = Kollimatorlänge Z = Abstand Kollimator - γ-strahler + L 2 PBF schmal, wenn D/L und Z klein

35 Typische Kenngrößen von Kollimatoren

36 Fokussierende Kollimatoren Isoimpulslinienverteilung ( Empfindlichkeitskeule ) Punktbildfunktion

37 Impulshöhenanalysator - Streuung von γ-quanten im Gewebe überwiegend durch Compton-Streuung - Abbildung des Ortes der Compton- Streuung und nicht des γ-strahlers - Artefakte bei der Aktivitätsabbildung Reduzierung des Anteils gestreuter γ-quanten durch Impulshöhenanalysator

38 Impulshöhenanalysator

39 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 ~ E γ - Energieauflösung des Detektors abh von Statistik, mit der ein γ-quant unterschiedlich viele Photonen und Photo-e - erzeugt

40 Impulshöhenanalysator E γ, gestreut < E γ, primär definiere Impulshöhenfenster derart, dass gestreute γ-quanten möglichst 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!!

41 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

42 Gamma-Kamera (Anger-Kamera) - Lichtblitz (Szintillator) verteilt sich auf verschiedene Multiplier - Schwerpunkt der Mulitplier-Signale entspricht Ort (x,y) der γ-quant-absorption + k(x x ) x= z + k(y y ) y = z + z = x + x + y + + y - z = Maß für Impulshöhe

43 Gamma-Kamera (Anger-Kamera)

44 Gamma-Kamera (Anger-Kamera) Typische Werte: Photomultiplier, Durchmesser: 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 stabiler Empfindlichkeit der Photomultiplier Regelmäßiges Kalibrieren der Anordnung mit bekannter Aktivitätsverteilung; Korrekturverfahren