Nuklearmedizinische Bildgebung - Klinik für Epileptologie

Nuklearmedizinische Bildgebung

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)


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


Historie 

Antoine H. Becquerel (1852-1908) 

Entdeckung natürlich vorkommender Radioisotope 

Marie Curie (1867-1934) und Pierre Curie (1859-1906) 

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


1949 B. Cassen et al.: erste Radionuklid-Bildgebung 

( 131 J in der Schilddrüse) 

1951-1953 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; 245:875-878. 

G.L. BROWNELL, W.H. SWEET, Localization of brain tumors with positron 

emitters, Nucleonics 1953, 11:40-45. 

1957 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


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 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!)


PET-Einrichtungen in Deutschland 

1988 

aus: H.J. Wieler (Hrsg): 

PET in der klinischen Onkologie, Steinkopf, Darmstadt, 1999 

1998


Radiopharmaka 

- spritzen 

- schlucken 

- inhalieren 

Detektor 

SPECT 

Verarbeitung/ 

Quantifizierung 

der 

Tracerverteilung 

PET


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


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


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


Radio-Nuklide für die nuklearmedizinische Bildgebung: 

Forderungen: 

- müssen sich an die interessierenden Stoffwechselmoleküle binden 

- stabile Isotope müssen in biochemischen Molekülen (oder deren 

(Analogen) vorkommen: 

- Halbwertszeit 

- Reichweite im Gewebe 

C, N, O, H, F


Ionisierende Strahlung:


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 

1 300 cm 4,2 mm 

3 1200 cm 15,0 mm 

γ 0,01 1 m 0,15 cm 

0,1 230 m 2,7 cm 

1 190 m 22,0 cm 

10 380 m 45,0 cm


Radioaktiver Zerfall:


Radioaktiver Zerfall: 

Stabilität eines Elements hängt vom Verhältnis 

Ordnungszahl (Z) zu Anzahl der Neutronen (N) ab



Zerfallsgesetz: 

wobei: 

N(t) = Zahl der Nuklide zur Zeit t 

N 0 = Zahl der Nuklide zur Zeit t = 0 

λ = Zerfallskonstante [t-1] 

Halbwertszeit: 

N( 

t) 

= N0e 

1 2 = T 

ln 

λ 

2 

− 

λt



Aktivität einer radioaktiven Probe: 

(Zahl der Zerfälle pro Zeiteinheit) 

A( 

t) 

dN 

− λt 

= − = 

λN0e 

= A0 

dt 

Einheit: Zahl der Zerfälle/Sekunde = Becquerel = Bq 

(früher: Curie (Ci); 1 Ci = 3,7 . 10 10 Bq) 

typische Aktivitäten bei nuklearmedizinischer Diagnostik: 

100 MBq - 1000 MBq 

e 

− 

λt


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



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



Radionuklidgenerator


Radionuklide für diagnostische Anwendungen:


Radionuklide für diagnostische Anwendungen:


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)


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 (Herzperfursion, Krebs) 

99m Tc-markiertes Hexamethyl-Propylenamin (Hirnperfusion) 

Positronenstrahler 

11 C T1/2 = 20 min 

(Nervenrezeptoren, metabolische Aktivität) 

13 N T1/2 = 10 min 

NH 3 (Blutfluß, regionale Herzperfusion) 

15 O T1/2 = 2.1 min 

CO 2 (zerebraler Blutfluß), O 2 (Sauerstoffverbrauch Herz), H 2O 

(Sauerstoffverbrauch Herz und Blutperfusion) 

18 F T1/2 = 110 min 

2-Deoxy-2-[ 18 F]-Fluorglukose 

(FDG, Neurologie, Kardiologie, Onkologie, metabolische Aktivität)


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


Detektoren für g-Quanten Zählrohr 

Gas 

Prinzipschaltbild 

Z = Zähldraht (Anode) 

M = Zählrohrmantel (Kathode) 

R = Arbeitswiderstand 

C = Zählrohrkapazität 

U = Zählrohrspannung



Arbeitsweise des Zählrohrs ist abh. von Potentialdifferenz



- 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)


Detektoren für g-Quanten Szintillationszähler


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


Detektoren für g-Quanten Szintillationszähler


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


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: 

D 

R= 

L 

⎛ 

Z + 

⎜ 

⎝ 

L 

2 

mit 

D = Kollimatordurchmesser 

L = Kollimatorlänge 

Z = Abstand Kollimator - γ-Strahler 

PBF schmal, wenn D/L und Z klein 

⎞ 

⎟ 

⎠ 

Kollimatorelement


Typische Kenngrößen von Kollimatoren


Fokussierende Kollimatoren 

Isoimpulslinienverteilung 

(„Empfindlichkeitskeule“) 

Punktbildfunktion


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


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



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 !!


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



- 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 

- z = Maß für Impulshöhe 

+ 

+ 

y 

−


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 stabiler 

Empfindlichkeit der Photomultiplier 

Regelmäßiges Kalibrieren der Anordnung mit bekannter 

Aktivitätsverteilung; Korrekturverfahren

Nuklearmedizinische Bildgebung - Klinik für Epileptologie

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