Teilchenstrahlung in der Medizin: Positronen-Emission-Tomographie

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1 Johannes Gutenberg-Universität Mainz Institut für Kernphysik Seminar zum F-Praktikum Teilchenstrahlung in der Medizin: Positronen-Emission-Tomographie Referent: Christoph Nehrbass-Ahles Betreuer: PD Dr. Frank Fiedler 17. Mai

2 Die Positronen-Emission-Tomographie (im folgenden PET) ist ein diagnostisches Verfahren in der Nuklearmedizin, zur Darstellung der Verteilung einer radioaktivmarkierten Substanz in lebenden Organismen mit Hilfe der Schnittbildmethode (Tomographie). Hiermit lassen sich physiologische sowie biochemische Funktionen untersuchen, womit die PET der funktionellen Bildgebung zuzuordnen ist. Die PET bietet einzigartige Möglichkeiten zur Diagnose spezischer Krankheitsbilder und ndet eine häuge Anwendung in stowechselbezogenen Fragestellungen in der Onkologie, Neurologie, Kardiologie und Pharmakologie. 1 Prinzip Dem zu untersuchenden Patienten wird im Rahmen einer PET-Untersuchung ein Radiopharmakon (Tracer) verabreicht. Da der Organismus nicht zwischen markierten und nicht-markierten Substanzen unterscheiden kann, werden diese in den normalen Stowechsel mit eingebunden. Diese Substanzen sind je nach Fragestellung mit verschiedenen, Positron-emittierenden Radionukilden (β + -Strahlern) markiert. Kommt es zum Zerfall eines solchen Radionukilds, so wandelt sich in dessen Kern ein Proton in ein Neutron unter Aussendung eines Positrons, sowie eines Neutrinos um (Abb. 1). Abbildung 1: β + -Zerfall - schematisch Das emittierte Positron wird im Gewebe zunächst mehrmals gestreut und verliert dabei kinetische Energie bis es schlieÿlich mit einem Elektron im Gewebe annihiliert. Hierbei werden zwei hochenergetische Photonen mit einer Energie von je 511keV in entgegengesetzter Richtung emittiert (Vernichtungsstrahlung). Da das Positronium (kurzlebiges Zwischenprodukt bei der Anni- 2

3 hilation) einen gewissen Restimpuls besitzen kann, strahlen die Photonen in einem Winkel von ,3 (gauÿverteilt) ab (Abb. 2). Abbildung 2: Weg des Positrons im Gewebe bis zur Annihilation Um diese Photonen zu detektieren besteht ein PET aus vielen Szintillationszählern, die ringförmig um den Patienten angeordnet sind. Das Prinzip der PET-Untersuchung besteht nun im Detektieren von sogenannten Koinzidenzen. Registrieren zwei gegenüberliegende Detektoren jeweils ein Ereignis zeitgleich (in einem Zeitfenster von wenigen Nanosekunden), so liegt hier eine Koinzidenz vor und es wird zwischen diesen Detektoren eine virtuelle, sogenannte Line of Response (LOR) konstruiert. Aus einer Vielzahl solcher LOR kann man nun auf die räumliche Verteilung des Radiopharmakon schlieÿen und mittels verschiedener Rekonstruktionsalgorithmen Serien von Schnittbildern erstellen (Abb. 3). Abbildung 3: Konstruktion der Line of Response (LOR) 3

4 2 Radionukilde Ersetzt man in einem Molekül ein Atom mit seinem radioaktiven Isotop, so spricht man nun von einem markierten Molekül (Tracer). Da sich für eine PET-Untersuchung ausschlieÿlich β + -strahlende Isotope zur Markierung eignen, kommen hier nur wenige Elemente in Betracht. Vor allem die radioaktiven Isotope der Elemente Kohlensto, Sticksto, Sauersto und Fluor nden hier je nach Fragestellung ihren Einsatz. Der in der PET am häugsten verwendete Tracer ist die 2-Fluor-2-deoxy-D-glucose (FDG), welcher sich auf Grund günstiger biochemischer sowie physikalischer Eigenschaften besonders gut eignet. Der Körper unterscheidet nicht zwischen normaler Glucose und FDG, wie stark sich also die FDG in der zu untersuchenden Körperregion anreichert, hängt allein von deren Stowechselaktivität ab. Tumore und Metastasen haben oft einen erhöhten Energiebedarf und reichern somit mehr Glucose an als gesundes Gewebe, was sich dann in den Schnittbildern gut erkennen lässt (Abb. 4 und Abb. 5). Abbildung 4: PET Bild eines gesunden Körpers Abbildung 5: PET Bild eines kranken Körpers Die verwendeten Moleküle kommen nicht natürlich vor und müssen künstlich in Zyklotrons hergestellt werden. Da die Halbwertszeiten t 1 der Nukilde von 2 t 1 =2 min bis t 1=110 min sehr kurz sind, ist es erforderlich die Radiopharmaka direkt vor Ort herzustellen, um im Rahmen eines längeren Transports 2 2 nicht zuviel Aktivität zu verlieren. Lediglich die FDG lässt mit ihrer Halbwertszeit von t 1=110 min ein sogenanntes Satellitensystem zu, bei welchem 2 ein ausgelagertes Zyklotron mehrere PET mit FDG versorgen kann. Die ge- 4

5 samte PET-Untersuchung unterliegt deswegen, neben einigen betriebswirtschaftlichen Gründen, einem strengen Zeitmanagement. Durch die kurzen Halbwertszeiten und die hohen Aktivitäten können die Messzeiten kurz gewählt werden. Je nach der maximalen kinetischen Energie der Positronen stoÿen diese unterschiedlich oft an Elektronen im Gewebe und legen somit eine gewisse Wegstrecke zurück bevor sie mit einem dieser Elektronen annihilieren. Diese mittlere freie Weglänge stellt die maximal mögliche Auösung dar. In Tab. 1 ist die mittlere Reichweite für Wasser angegeben, da das Gewebe hauptsächlich aus diesem besteht. Tab. 2 sind die jeweiligen Anwedunggebiete der Isotope in der Medizin gelistet. Tabelle 1: Physikalische Eigenschaften der verwendeten Isotope Isotop HWZ [min] E max [MeV] r max [mm] in H 2 O r avg [mm] in H 2 O [ 11 C] Kohlensto 20 0,97 4,1 0,3 [ 13 N] Sticksto 10 1,19 5,4 1,4 [ 15 O] Sauersto 2 1,72 8,2 1,5 [ 18 F] Fluor 110 0,64 2,4 0,2 Tabelle 2: Medizinische Anwendungen Maker Tracer Anwendungsgebiet [ 18 F] Fluor-Deoxy-Glucose (FDG) Tumorsuche [ 11 C] Glucose Tumorsuche [ 11 C] Palmitrinsäure Prostatakarzinome [ 11 C] Acetat Sauerstoverbrauch Herz [ 13 NH 3 ] Ammoniak Perfussionsmessung Herz [C 15 O 2 ] Kohlenstodioxid regionales Blutvolumen [ 15 O] Wasser Sauerstoverbrauch Hirn 5

6 3 Koinzidenzen Da die beiden Photonen auf ihrem Weg zum Detektor ebenfalls mit dem umliegenden Gewebe wechselwirken, kann es hierdurch zu einer Vielzahl von unwahren Koinzidenzen kommen. Neben den wahren Koinzidenzen (Abb. 6), bei denen auf Grund einer Annihilation zwei Photonen entstehen, die beide weder abgelenkt noch geschwächt werden und zeitgleich ihre volle Energie von 511keV in zwei gegenüberliegenden Detektoren deponieren, kann es noch zu weiteren unwahren Koinzidenzen kommen. Bei Streukoindzidenzen (Abb. 7) handelt sich es zwar um die Detektion zweier Photonen desselben kausalen Ereignisses, allerdings kommt es hier auf Grund einer Streuung (Comptonstreuung) zur Denition einer falschen Denition der LOR, welche das Ereignis nicht mehr enthält. Bei hohen Aktivitäten treten vermehrt Zufallskoinzidenzen auf (Abb. 8), bei welchen zwei Photonen zwar zeitgleich an zwei gegenüberliegenden Detektoren registriert werden, diese aber nicht demselben kausalen Ereignis zugeschrieben werden können. Da diese Streuund Zufallskoinzidenzen zur Denition von falschen LOR führen und somit zu einer Abnahme der Bildqualität bedarf es hier einiger Maÿnahmen zur Korrektur. Da bei Streukoinzidenzen eines der beiden detektieren Photonen durch Comptonstreuung an Energie verloren hat, kann man die Anzahl der hierdurch konstruierten falschen LOR durch Eingrenzung des erlaubten Energiebreichs um die 511keV gering halten. Zufallskoinzidenzen lassen sich durch kurze Zeitfenster für die Koinzidenzen und geringere Aktivitäten reduzieren. Einzelereignisse (Abb. 9) haben auf die Konstruktion der LOR keinen Ein- uss, sie vergröÿern allerdings den totzeitbedingten Fehler und sollen deswegen nicht unerwähnt bleiben. Diese Einzelereignisse lassen sich durch weitere Detektorringe minimieren. Abbildung 6: Wahre Koninzidenz Abbildung 7: Streukoninzidenz Abbildung 8: Zufallskoninzidenz Abbildung 9: Einzelereignis 6

7 4 Detekormaterial Bei den hier verwendeten Detektoren handelt es sich um Szintillationszähler. Die im Szintillator einfallenden Photonen (ionisierende Strahlung) lösen schwache Lichtblitze aus, die dann zum angekoppelten Photomultiplier (photomultipliertube PMT) weitergeleitet werden. Hier trit das Licht auf eine Dynode, wo es Elektronen freisetzt (Photoeekt). Diese Elektronen werden um ein Vielfaches verstärkt und können dann detektiert werden. Das so erhaltende Signal wird nun mit den Signalen des gegenüberliegenden Detektors auf Koinzidenz geprüft. Die Ezienz des Detektormaterials ist von mehreren Materialeigenschaften abhängig: Dichte - Je höher die des Szintillatormaterials, desto kürzer ist die Wegstrecke und desto höher ist die Wechselwirkungswahrscheinlichkeit Ordnungszahl - Je höher die Ordnungszahl desto gröÿer die Wahrscheinlichkeit für Photoeekt statt Comptonstreuung Lichtausbeute - Je höher die Lichtausbeute desto feiner ist die Energieauösung Abklingzeiten - Je kürzer die Abklingzeit, desto feiner ist die Zeitauflösung, desto geringer wird das Rauschen Die in der PET verwendeten Materialien sind in Tab. 3 aufgelistet. Tabelle 3: Detektormaterialien NaJ (Tl) BGO LSO (Ce) BaF 2 g Dichte [ ] 3,67 7,13 7,4 4,89 cm 3 Abklingzeit [ns] ,8 Lichtausbeute [ photonen ] kev µ [cm 1 ] 0,34 0,95 0,87 0,45 Hygroskopisch ja nein nein Sehr gering Radioaktiv nein nein ja nein Kamen in den PET der ersten Generation nur die Thallium-dotierten Natriumjodid (NaJ (Tl)) Szintillatoren zu Einsatz, so ndet man heute nur noch Wismutgermanat (BGO) bzw. in Geräten der neusten Generation Cerdotiertes Lutetium-Oxyorthosilikat (LSO(Ce)). Durch diese sich immer weiter entwickelnde Detektortechnik, gibt es heute auösung- und bildqualitätverbessernde Methoden die früher noch undenkbar waren. So erreichet 7

8 man heute schon durch Methoden wie z.b. die Time of Flight Messung (Abb. 10 und 11), bei der die Flugzeiten der Photonen der Vernichtungsstrahlung gemessen werden und somit der uninteressante Teil der LOR ausgeblendet werden kann, Auösungen nahe an der physikalischen Grenze (ca. 3 mm). Abbildung 10: ohne Time of Flight Korrektur Abbildung 11: mit Time of Flight Korrektur Charakteristisch für diese Blockdetektoren ist, dass der Szintillator unterschiedlich tief eingesägt ist, so dass man viele einzelne Kristalle erhält. Der Zwischenraum ist jeweils mit einem, das Szintillationslicht, gut reektierendem Material ausgefüllt. Abb. 12 zeigt den schematischen Aufbau eines solchen Blockdetektors (hier BGO). Der Szitillatorblock ist hier in 8x8 gleichgroÿe Quadrate unterteilt. Diese 64 Einzelkristalle werden von ingesamt 4 PMT ausgelesen (A-D). Die Kristallidentikation erfolgt über das Wägeverfahren (Anger-Prinzip). Mit Hilfe der Formeln x = (B + D) (A + C) A + B + C + D 8 (1)

9 y = (A + B) (C + D) A + B + C + D und den unterschiedlichen Intensitäten der 4 PMT kann man einem Ereignis nun auch einen Ort zuweisen (Abb. 13). In Abb. 14 ist die unterschiedliche Intensitätverteilung je nach Entstehungsort des Szintillationslichts nochmal sichtbar gemacht. (2) Abbildung 12: Detektor - schematisch Abbildung 13: Wägeverfahren nach Anger Abbildung 14: Lichtverteilung im Szintillator 5 Bildkonstruktion Grundsätzlich unterscheidet man zwischen zwei verschiedenen Aufnahmemodi. Beim 2D-Aufnahmemodus (Abb. 15) zwischen den einzelnen Detektorebenen sogenannte Septen aus Wolfram angebracht die der mechanischen Kollimation dienen. Dies führt zu einer Reduzierung der Streukoinzidenzen, da hier nur die Koinzidenzen einer Ebene oder deren direkten Nachbarn detektiert werden können. Allerdings wird hierdurch die Empndlichkeit des Systems erheblich reduziert, was zu längeren Messzeiten führt. Dieser Modus ist z.b. für sehr hohe Aktivitäten geeignet. 9

10 Beim 3D- Modus (Abb. 16) benden sich keinerlei Septen zwischen den Detektoren, da nun der Raumwinkel in axialer Richtung nicht mehr begrenzt ist erhöht sich die Systemempndlichkeit um den Faktor 8, allerdings werden in diesem Modus auch wesentlich mehr unwahre Koinzidenzen registriert, wodurch die Systememndlichkeit nur um den Faktor 5 gegenüber dem 2D Modus zunimmt. Der 3D Modus erlaubt kürzere Messzeiten, erfordert allerdings eine gröÿere Rechenkapazität. Abbildung 15: 2D- Aufnahmemodus Abbildung 16: 3D- Aufnahmemodus 6 Quellen Valk, P. et al. (2002): Positron Emission Tomography. Wienhard, K. (1989): PET - Grundlagen und Anwendungen der Positronen- Emissions-Tomographie. [ ] [ ] /2008/ultraHD-PET_White_Paper.pdf [ ] [ ] Vorlesung/PET%20Teil%205b.pdf [ ] [ ] 10