Gliederung. Nuklearmedizin: Physik und Technik. 1. Nuklearmedizin. 1. Nuklearmedizin. 2. Eingesetzte Nuklide. 3. Detektoren

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1 Gliederung Nuklearmedizin: Physik und Technik T. Kull Abteilung Nuklearmedizin Universität Ulm 1. Nuklearmedizin 2. Eingesetzte Nuklide 3. Detektoren 4. Szintigraphie a. Szintillationskamera b. SPECT c. PET Raum , Uni Ost, und , 13:15-14:45 Uhr 1. Nuklearmedizin 1. Nuklearmedizin = Anwendung radioaktiver oder radioaktiv markierter Stoffe zur Diagnostik oder Therapie von Krankheiten (am Menschen) Hauptanwendungsgebiete - Funktionsdiagnostik der inneren Organe - Nachweis/Lokalisation von Tumoren und/oder Entzündungsherden - Strahlentherapie von Tumoren durch lokale Anreicherung von radioaktiven Stoffen 2. Eingesetzte Nuklide Diagnostik SPECT PET Radionuklide 99m Tc, 111 In, 123 I 11 C, 13 N, 15 O, 18 F, 68 Ga Halbwertszeit 6.0 h, 2.8 d, 13 h 20, 10, 2, 109, 68 min Energie 140, 172/274, kev 3. Detektoren Therapie ß - α Radionuklide 131 I, 90 Y, 188 Re 213 Bi Halbwertszeit 8.0 d, 2.8 d, 17 h 46 min Energie 0.192, 2.1, MeV

2 3.1 Gasgefüllte Detektoren 3.2 Halbleiter-Detektoren 3.3 Szintillations-Detektoren Gemessenes Energie-Spektrum Szintillator Photomultiplier 364 kev e kev Szintillation: Anregung von Molekülen durch hochenergetische Photonen unter nachfolgender Abgabe der Anregungsenergie in Form von Licht (nieder-energetische Photonen) Vergleich: Halbleiter- mit Szintillations-Detektoren 4. Szintigraphie γ-spektrum von 60 Co (aufgenommen mit NaI- Kristall- und Ge(Li)-Detektor) 4.1 Szintillationskamera 4.2 Tomographie 4.3 SPECT 4.4 PET 4.5 PET/CT 4.6 Tier-PET

3 Beispiel Szintigraphie 4.1 Szintillationskamera (Gamma-Kamera) Elektronik Szintillations-Detektoren Kollimator Gammakamera Skelettszintigraphie Kollimator Streuung Kollimator zur Orts-Diskriminierung Falsche Richtung Einfach-, Mehrfach- Streuung Schwächung Niederenergiekollimator (z. B. für 99m Tc) Septen-Dicke 0,2 mm Lochlänge 24 mm Lochdurchmesser 1,45 mm maximaler Eintrittswinkel 3,45 Grad Juhuu Einfach- Kollimator- Streuung Verbreiterung Mehrfach-Streuung Compton-Effekt e - Gammastrahlung Energiespektrum Elektronik 99m Tc: Gammastrahlung mit 140 kev (monochromatisch) Gemessenes Energiespektrum ungestreute γ-strahlung Compton-Effekt Die Elektronik verwendet die Signale aller Photomultiplier und generiert 3 Signale: - X-Koordinate - Y-Koordinate - Energie (Z) Aufsicht e - Zählrate gestreute γ-strahlung *Summing Matrix Circuit (SMC) Energie 1958, Hal Oscar Anger

4 Anger-(Gamma)kamera Elektronik für Korrekturen Bildfehler 1. Energie, Linearitätskorrektur 2. Homogenitätskorrektur (X,Y)-Position Energie (Z) Energiefenster Unkorrigiert 1958, Hal Oscar Anger Gamma-Kamera für szintigraphische Abbildungen ZLC (Siemens) Korrigiert Skelettszintigraphie Energiefenster Bildmatrix Messung richtiges Energiefenster falsches Fenster Original Bild Matrix 128x128 Pixel ~ Pixelgröße 4,3 mm x 4,3 mm Abbildungsraster Streuung und Schwächung Einfach- und Mehrfachstreuung Schwächung Raster mit dem die Abtastung des Objektes erfolgt. Original µ = ln(2)/d ~ 0,15 cm -1 für Tc-99m (140 kev-photonen) in Wasser oder Gewebe Nyquist-Shannonsches Abtasttheorem: Für eine vollständige Abbildung von eindimensionalen Strukturen der Größe X ist eine mehr als doppelt so hohe Abtastrate notwendig, d.h. eine Pixelgröße von X/2 oder kleiner. Welche Auflösung kann maximal erzielt werden? Ein µ von 0,15 cm -1 vernachlässigt gestreute Photonen, die im Energie-Fenster der Gamma-Kamera (typ. Fensterbreite 15%, ~130 bis 152 kev) erkannt werden. Zur Kompensation der Schwächung werden deshalb Werte von µ = 0,11 bis 0,12 cm -1 verwendet. Eff. Halbwertsdicke D ~ 6 cm

5 Bedeutung der Zählrate Skelettszintigraphie 99m Tc-MDP counts counts counts counts 1 million counts 2 million counts Röntgen Nuklearmedizin Ereignisse/Pixel ~ ~ Rauschen ~ 0,1% ~ 10-5% Planare Aufnahmetechnik Skelettszintigraphie Nierenfunktionsszintigraphie 99m Tc-MAG3 Nierenfunktionsszintigraphie 99m Tc-MAG3 Dynamische Aufnahme Doppelniere (re) Dynamische Aufnahme Seitentrennung Nuklearmedizinische Skelett-Diagnostik (Reitsport) 4.2 Tomographie Prinzip: Messung von Projektionen (2D-Datensätze) Berechnung von 3D- Volumenelementen Darstellung von 2D- Schnittbilder

6 Vergleich CT SPECT SPECT-Messprinzip Transmissions-CT Emissions-CT 2. Berechnung der räumlichen Verteilung der Aktivität Projektionen 1 Single-Photon-Emissions-ComputerTomographie (SPECT) Bildmatrix Planare Aufnahme SPECT 4.4 PET (Positronen-Emissions-Tomographie) 1. Messung der Projektionen aus mehreren Richtungen, meistens step-andshot PET- Nuklide Nuklide: PET SPECT β + -E M (MeV)* HWZ (min) konv. Nuklide γ E M (MeV) HWZ 11 C m Tc h 13 N I d 15 O Xe d 18 F Tl h E M mittlere Energie *) γ-energie 511 kev Vergleich PET SPECT Empfindlichkeit: Faktor Kollimation durch Koinzidenzen - Detektorringe kürzere Zeitskalen messbar physiologische Nuklide Halbwertszeiten (HWZ) - Produktionsort - Strahlenexposition Radiopharmazie Klinik f. Nuklearmedizin/Ulm

7 Positronen-Emissions-Tomographie (PET) PET-Detektoren PET-Detektorring Biograph mct (PET/CT) Klinik f. Nuklearmedizin/Ulm mct PET-Detektor Anger Logik Y 13 x 13 LSO Blockdetektor. Gezielte Beleuchtung mit rotem Laserlicht. X Eigenschaften Detektormaterialien Eigenschaften Detektormaterialien LSO... Lutetium-Oxyorthosilikat (Cer-dotiert) GSO... Gadolinium-Oxyorthosilikat BGO... Wismutgermanat NaI... Natrium-Jodid (Tl-dotiert) LSO: Hohe Lichtausbeute + hohe Zeitauflösung!

8 Fehlerquellen/Korrekturen PET-Messung: 2D 3D single true scatter random triple Totzeit-Korrektur ( singles ) Korrektur für zufällige Koinzidenzen ( randoms, gemessen) Schwächungskorrektur (extra Messung) Streukorrektur (Bildrekonstruktion) (Partialvolumen/ spillover ) 3D: höhere Anzahl an Koinzidenzlinien: Faktor 5-7 höherer Streu-Anteil: Faktor 2-3 (50%) effektive Empfindlichkeitszunahme: Faktor 3-5 TOF-PET TOF-PET Lichtgeschwindigkeit c = 3*10e10 cm/s e + e - 2d = t*c Mit t = Zeitauflösung der Elektronik Ortsauflösung d FWHM = t*c/2 Weglänge zum Detektor ist für Photon γ 2 um 2d länger als für Photon γ 1 2d = t*c Mit t = System-Zeitauflösung Ortsauflösung d FWHM = t*c/2 Zeitauflösung im mct: Koinzidenz-Fenster 4,1 ns 61,5 cm TOF 555 ps (typical) 8,3 cm Roh-Daten im Sinogramm Sinogramm Lines of response (LOR) Anzahl der Detektoren in einem Ring = D Sinogramm = Zusammenfassung von Projektionen LOR(d,Φ) d = D/2 HR+: 576 Detektoren pro Ring d = 288, Φ = 576 Halbe und ganze Projektionswinkel Φ = D [0, 180 ]

9 Sinogramm PET-Vorteile Anzahl der Detektoren pro Ring = D - Quantitativ LOR(d,Φ) d = D/2 Nur Daten im Zentrum: d = D/ Sinogramm physiologische Nuklide ( 11 C, 13 N, 15 O, ( 18 F)) - kurze Halbwertszeiten Verhältnis Strahlenexposition zu Messung günstig - Kollimation durch Koinzidenzen höhere Empfindlichkeit Φ + - hohe γ-energie (511 kev) geringere Schwächung höhere Empfindlichkeit Halbe und ganze Projektionswinkel Φ = D [0, 180 ] 0 d - einfachere Schwächungskorrektur Bildrekonstruktion Rückprojektion... Berechnung der Aktivitätsverteilung im Körper aus den gemessenen Projektionen. Analytische Verfahren Rückprojektion der gemessenen Projektionen auf eine Bildmatrix. Iterative Verfahren Projektion Rück-Projektion Summe dreier Projektionen Summe vieler Projektionen Vergleich der Vorwärtsprojektion einer initialen Schätzung der Aktivitätsverteilung mit den gemessenen Projektionen und schrittweise Verbesserung. f(r) f(r) 1/r! Gefilterte Rückprojektion Projektion Rück-Projektion Summe dreier Projektionen Summe vieler Projektionen Analytisches Verfahren Faltung mit Filterfunktion Gefilterte Rückprojektion Filtered Back Projection scharfes Bild

10 Iterative Verfahren Gleichverteilung oder geglättetes Ergebnis der FBP Iterative Verfahren Subtraktion der Schätzung von den Messdaten W. Keck, "Vorlesungsmanuskript: Bildverarbeitung in der Medizin", Fachhochschule Ulm, Fachbereich Medizintechnik, 1996 Iterative Verfahren Zahl der Iterationen Genaue Modellierung der Messung und des Tomographen Auflösungsverbesserung aber auch Verstärkung des Rauschens mit der Zahl der Iterationen M. Mix, Freiburg e + -Reichweite, 180 -Abweichung geom. Zuordnung Koinzidenzlinien zu Pixel Schwächung Detektor-Auflösung (Streuung, Auftreffwinkel) Detektor-Empfindlichkeit USC MAP Fortschritte: 3D-Rekonstruktion Iterative Verfahren USC MAP (3D Iter.) FORE + Iter. Ulm FBP (PROMIS) Quantitative Bildgebung - Modellierung des Rauschverhaltens - Geringeres Rauschen bei kleinen Zählraten - Gute Möglichkeiten zum Einbeziehen von Modellen des Messprozesses zur Optimierung von Korrekturen wie Geometrie (z.b. dass nicht unter allen Winkeln gemessen wird), inhomogener Schwächung, Streuung.. - Verstärkung des Rauschens mit der Zahl der Iterationen - Lange Rechenzeiten - Schwierig vorhersehbar bei welchen Parametern Rauschen und Auflösung optimiert sind (abhängig vom Bild!)

11 Quantifizierung beim PET FDG-PET zur Therapiekontrolle, Mamma-Ca-Rezidiv Gemessene Koinzidenzen (Emis. + Transmis.) Streu-Funktion minus Zufällige Totzeitkorrektur Zerfalls-Korrektur Normalisierung Streukorrektur Schwächungskorrektur Normalisierungs -Datei Transmissions - Leeraufnahme Kalibrierdaten Kalibrierung Bild 02/ /2002 OP, Taxotere/Herceptin FDG Fluordesoxyglukose Proliferation: 3 -desoxy- 3 -[ 18 F]Fluorthymidin Beispiel: 11 C-Racloprid [ 18 F]FLT Cerebellum Striatum 4.5 PET/CT Vorteile der CT- Schwächungskorrektur Gemessene Schwächung mit 68 Ge Segmentiertes Bild Umrechnung von CT-Messung Die regionalen Gewebeunterschiede sind im CT Bild klar zu unterscheiden, die Messung mit der Linienquelle ( 68 Ge) kann lediglich zwischen Lunge und Gewebe trennen. Wegen der schlechten Auflösung der 68 Ge-Transmissionsaufnahme werden die lokalen Unterschiede der Schwächung mit dem umgebenden Material verschmiert. In diesem Fall basiert die nachfolgende Segmentation auf unscharfen Daten.

12 GE Discovery Lightspeed Empfindlichkeit PET/CT-Geräte (2011) PET-CT Fusion (Überlagerung) Punkt (Volumen 4,2 µl): 378 Bq Hintergrund: 198 Bq/ml 5 min PET-Messdauer 2.0 WB ultrahd, 4i21s 4.5 Tier-PET micropet Focus TM 120 Abteilung Nuklearmedizin Universität Ulm micropet Focus TM 120 Gesichtsfeld axial 76 mm (300 mm), radial 100 mm Auflösung CFOV: 1,3 mm radial, 1,3 mm tangential in 4 cm Abst. zum CFOV: 2,3 mm radial, 1,7 mm tangential CFOV central field of view Messung 7200 s Emission 7200 s Emission 1800 s 57 Co- Transmission micropet Dateigrößen Max. Aktivität im FOV Aktivitätskonzent. im Mittel über Messdauer Totzeit Größe der Listmodedatei 21,2 MBq 73,90 kbq/ml 33 % 15,30 GByte 1,02 MBq 3,57 kbq/ml 1 % 0,69 GByte PQ: 177 MBq Sinogramm: Bilddateigröße bei einer Matrix 256x256: Größe der Schwächungskorrektur-Datei (128x128 Matrix): 14,42 GByte 112,8 MByte 24,3 MByte, 6,8 MByte.

13 FBP, USC MAP-Bildrekonstruktion Ratte: 53,7 MBq FDG + Glukose 24 Frames mit je 5 min, summiert FBP Linienabstand 11,5 mm 0,0433 mm/pixel MAP Dauer der Rekonstruktion (3 GHz CPU, 1 GB RAM) FBP, Matrix 256, Zoom = min MAP, Matrix 256, Zoom = Tage (Stand 2005) Ratte: 53,7 MBq FDG + Glukose 24 Frames mit je 5 min Bildgebende Geräte - Vergleich Ca. 1,3 ml 50 %-ige Glukoselösung zusammen mit FDG verabreicht Gerät Auflösung Empfindlichkeit PET 1-3 mm mol/l SPECT 5-10 mm mol/l MRT 0,01-0,1 mm mol/l Optische Tomographie 1-2 mm mol/l PET SPECT MRT... Positronen-Emissions-Tomographie... Single Photon Emission Computerized Tomography... Magnet-Resonanz-Tomographie Thomasson et al, Acad Radiol 2004 Internet-Seiten Gesellschaften: 1. (Info-Broschüren, Bildarchiv, Firmen) 2. (Eur. Ges. für Nuklearmedizin) 3. (Ges. für Nuklearmedizin der USA) Staatliche Stellen: 1. (Bundesamt für Strahlenschutz) 2. (Strahlenschutzkommission)