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Bildgebung in der Nuklearmedizin -Gammakamera
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● Geschichtliches
● Aufbau und Funktion einer Szintillationskamera(Gammakamera)
● Wie entsteht das Bild (Szintigramm) ?
● Typen und Bauarten von Gammakameras
● Kollimatoren
● Einsatzgebiete der Gammakamera
● Qualitätsmerkmale
Bildgebung mit der Szintillations- bzw. Gammakamera
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1911: Wilson erfindet die Nebelkammer
1928: Geiger und Müller veröffentlichen in Kiel
„Das Elektronenzählrohr“ – heute Geiger-Müller-Zählrohr
Erste international anerkannten Strahlenschutzregeln
1947: Kristalldetektor mit nachgeschaltetem Photomultiplier
Bildliche Darstellung
1951: Rektilinearer Scanner
1958: Szintillationskamera (Gamma-Kamera) von Anger
- heute: Weiterentwicklungen, digitale Signalverarbeitung usw.
Geschichtliche Entwicklung der Bildgebung in der Nuklearmedizin
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Grundprinzip der Szintillationsmessung
Auswerte-Elektronik
Sekundär-Elektronen-Vervielfacher (SEV)
hohe Verstärkung: ca. 1 Mio.-fachSzintillationskristall ausNaJ mit Spuren von Thallium
γ-Quanten
• Intensität des Lichtblitzes ist proportional zur Energie des Quants
� Einteilung in Intensitätsbereiche � Energiespektrum
Quanten-Energie
E1 = h*ν1
E1<E2
E2=h*ν2
U
U
NaJ-Kristall
SEV
SEV
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γ-Kamerax-y-Scannerx
y
● nur eine Messsonde, diepunktförmig die vom Patientenausgehende Aktivität misst
● zeitaufwendig, da viele Messpunkte anzufahren und zu messen sind
● nur statische planare Bilder möglich● für Sonderanwendungen geeignet
Einkopfkamera
● Schnell planare Bilder
● auch dynamische Aufnahmen
Mehrkopfkameras
● Tomografische Aufnahmen
● SPECT und PET
verschiedene Methoden zur Bildgebung
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Bildgebende Verfahren: γ-Kamera (planar, SPECT)
ElektronikSekundär-Elektronen-Vervielfacher
Szintillationskristall (NaJ mit Spuren von Thallium)
Kollimator (Blei)
Strahlenquelle(z.B. Schilddrüse, in der 99mTc angereichert wurde)
x
y
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Gammakamera - Aufbau
1 cm
*Image courtesy of L. Shao, Philips Medical Systems
• hohe Effizienz (>85%)• gute Energieauflösung (<15 keV FWHM)• hohe Ortsauflösung (<4 mm)• niedrige Kosten (<€15/cm2) • “kurze” Totzeit (<2000 µs cm2)
Szintillationskristall(NaI:Tl)
Photomultiplier
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Gammakamera - Anger-Prinzipγ
Szintillationslicht
NaJ-Kristall(40 cm x 40 cm)Lichtleiter
Photomultiplier
Ort,Energie
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Gammakamera - Ortsbestimmung
1 2 3 4
5 6 7
12
8 9 10 11
13 14
Y
X
+1
y
x xn
ym
Szintillationskristallmit 14 SEV
Speichermatrixmit 8x8=64 Pixel
�
elektronischeSignalaufbereitung,Digitalisierung undAuswertung
Anger-Prinzip: mit wenigen SEV eine höhere Auflösung erreichen
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● Lichtblitz verteilt sich auf verschiedene Multiplier
● „Schwerpunkt“ der Mulitplier-Signale entspricht Ort (x, y) der γ-Quant-Absorption
● z = Maß für Impulshöhe
Gammakamera - Ortsbestimmung
Anger-Prinzip: mit wenigen SEV eine höhere Auflösung erreichen
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Hauptquantenergie: 140 keV
Sekundäre Compton-Quantenmit Energien < 140 keV
e-
e-
e-
Foto-Effekt Compton-Effekt
So entsteht kein Bild der Strahlungsquelle
Kollimator („die Linse“)
NaI-Kristall
SEV
ein
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Kollimatoren
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Pinhole-KollimatorPinhole-Kollimator Vielloch-KollimatorenVielloch-Kollimatoren
parallel konvergierendkonvergierend Fan-BeamFan-Beamdivergierenddivergierend
Durch ein kleines Loch in der Abschirmung treten die γ-Strahlen hindurch und treffen auf den Kristall ( wie bei einer Lochkamera)
Kombinationaus parallel+konvergierend
Objektebene
Bildebene
vergrößert verkleinert
Kollimatoren für Bildgebung
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… Septe
Bohrung
Septenlänge
Septendicke
αA B
Divergenzwinkel
NaJ-Kristall
Kollimatoraufbau
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Kollimatoraufbau - Parallellochkollimator
NaJ-Kristall
Betrachtung einer einzelnen Septe
● je höher die Quantenenergie des Nuklids – umso größer ist die Septenlänge
● je kleiner der Lochdurchmesser, umso kleiner ist das Gesichtsfeld – schärfere Aufnahme, aber umso länger ist die Aufnahmezeit
Gesichtsfeld
Septe
SeptendickeSeptenlänge
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Kollimatoren
D
d
L
D – Abstand Kollimator – γ-Strahlerd – DurchmesserL – Dicke des Kollimators
1 2
kleinere Bohrung erhöht Ortsauflösung,aber geringere Countausbeute
geometrische Auflösung
1 2
geringere Dicke verringert Ortsauflösung,aber bessere Countausbeute
1
2
geringerer Abstand verbessert Ortsauflösung
+=2L
DLd
R
R
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Der Abstand Kollimator - Patient ist der wichtigste
Faktor der Bildqualität in der Hand der AssistentINNen!
● verschlechtert sich die Auflösung (Schärfe der Abbildung)
● vergrößert sich die Projektionsfläche eines Objektes
Mit zunehmendem Abstand
Kollimatoren
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Viellochkollimatoren
Parallellochkollimatoren
• LEHS low energy high sensitivity• LEAP low energy all purpose• LEHR low energy hgh resolution• ME medium energy• HE high energy
Konvergierende Kollimatoren
• rotationssymmetrisch• In einer Ebene – Fan Beam
Divergierende Kollimatoren
• rotationssymmetrisch• in einer Ebene
(GK an runder Kamera)
Einlochkollimatoren
Pinholekollimatoren
Seven Pinholekollimatoren
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Technische Daten von Kollimatoren einer Großfeldkamera
Kollimator Energie
(keV)
Rel.
Empfindlichkeit
(LEAP=1)
Rel.
Auflösung
(LEAP=1)
Septen-länge (mm)
Loch-durchm
(mm)
Septen-dicke
(mm)
Loch-anzahl
Standard
LEAP
140 1,00 1 24 1,6 0,25 39000
Hochauflösend
LEHR
140 0,64 1,11 30 1,6 0,25 39000
Hochempfindlich
LEHSR
140 2,03 0,78 17 1,6 0,25 39000
Mittlere Energie
MEAP
364 0,65 0,83 75 5,1 2,1 2600
Hohe Energie
HEAP
510 0,38 0,84 90 5,3 3,4 1800
Pinhole (4mm) 510 Variabel* 2,17 - - - 1
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Beispiel:
Anreicherung vonAktivität in SD und Blase
Digitales PixelbildAnzahl registrierteCounts bestimmt
die Farbe/Grauwertjedes Pixels
Kollimator Szintillations-Kristall undSEV-Feld
Signal-Ver-arbeitungundAuswertung
Elektronik/PC
Optik:
Nuklear-medizin
Objekt „Linse“ „Bildsensor“ BildSpeicherkarte
im Vergleich mit DigitalkameraBildentstehung in der Gammakamera
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Wichtige Komponenten einer Gammakamera
Bedienkonsole
Datenspeicher-und Auswerte-PCGantry
MechanikBewegungs-Steuerung
Signal-Verarbei-tungs-ElektronikundVorver-arbeitung
Detektoren1, 2 oder 3
Patientenliege
AufnahmesteuerungPatientendateneingabeWartung
DatenspeicherungBildverarbeitungDarstellungAusgabe
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Typische Schilddrüsen-Gammakamera
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Ein-Kopf-Kamera
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Patientenliege, bei Aufnahme unbeweglich
Kollimatoren mit Wagen
Zweikopfkamera für Ganzkörperaufnahmen
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Kamera-Köpfe
Patientenliege
Gantry
Bedienkonsole
Zwei-Kopf-Kamera
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von GE
Zwei-Kopf-Gammakamera für SPECT
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Drei-Kopf-Kamera
MultiSPECT 3von Siemens
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Drei-Kopf-Kamera
IRIX-Kamera(Fa. Philips)
der KNuk
Während des Kollimator-wechsels
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Einsatzgebiete für Gamma-Kameras
Alle Bereiche der Nuklearmedizin, in der bildliche Darstellungen gefordert werden
Statische Planaraufnahmen:
Dynamische Planaraufnahmen:
Tomografische Aufnahmen:
SPECT PET
Herzuntersuchungen, Magen- und Nierenfunktionsuntersuchungen
Einzelne Organe, wie Schilddrüse, Nieren u.a.Ganzkörperuntersuchungen (Skelett)
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Planare Szintigraphie - Nierenfunktion
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Planare Szintigraphie - Nierenfunktion
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Planare Szintigraphie - Nierenfunktion
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Sentinel-Lymph-Node Diagnostik beim Mamma-Ca
35-jährige Frau - V.a. Mamma-Ca links- Z.n. Stanz-Biopsie unmittelbar vor nuklearmedizinischer
SLN-Darstellung- Tumorentfernung und SLN-Bipsie am Folgetag
Subareoläre Tracerapplikation
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Bleiabdeckung
SLN axillär mit Lymphbahndarstellung
Sentinel-Lymph-Node Diagnostik beim Mamma-Ca
Peritumorale Injektion(64 MBq 99mTc-Nanocoll)
38 - jähr. Frau
Mamma-Ca re.
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Nuklearmedizinische Diagnostik - Lungenembolie
Akute Thrombembolie der Lunge
● häufig
● klinisch schwer zu diagnostizieren
● gefährlich (zweithäufigste Todesursache in der Klinik )
Szintigraphischer Nachweis :
●Ventilationsszintigraphie (99mTc - Aerosol)
●Perfusionsszintigraphie (99mTc - Partikel)
●hochsensitiv, aber indirekt, nicht spezifisch
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Embolie rechtes Oberfeld (primäre Perfusionsstörung)
Nuklearmedizinische Diagnostik - Lungenembolie
R V L R V L
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Inhalation Perfusion
R V L R V L
Zentrale Embolie rechts
Nuklearmedizinische Diagnostik - Lungenembolie
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Therapie mit 224Radium beim metastasierten Prostata-Ca
vor Therapie nach Therapie
Abnahme der Speicherung
um 35 %
11/ 2001 02/ 2002
Nach 30 MBq 224Ra(3 MBq/Woche)
99mTc-DPD 99mTc-DPD
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Qualitätskriterien für Gamma-KamerasEmpfindlichkeit
Homogenität
Linearität
Kontrast
Eine bekannte Aktivität muss bei gleich bleibender Geometrieimmer die gleiche Empfindlichkeit „Impulse/s/MBq“ liefernggf. muss Energiefensterlage oder Verstärkung korrigiert werden
Eine Punktquelle in großem Abstand (intrinsische Homogenität.) oder Flachphantom in konstantem Abstand (Systemhomogenität)
Linienphantom (Bleistreifen) vor Kollimator und Punktquelle ingroßem Abstand muss im Bild parallele Streifen liefern.ggf. Korrektur durch Linearitätsmatrix im PC
Wird durch Signal-Untergrund-Verhältnis bestimmt.
Kopf Kopf
Flachphantom mit flüssiger homogener aktiver Füllung
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Ortsauflösung
Zeitauflösung
Energiebereich
Sichtfeld
Bildmatrix
Beschreibt, welche kleinsten Details noch unterscheidbar und damit erkennbar sind.
Hoher Totzeitanteil bedeutet schlechte Zeitauflösung, wird bedingt durch hohe Countraten, die von Detektor und Elektronik nicht so schnell verarbeitet werden können. Wenn dabei hoher Streuanteil in der Strahlung, dann ist das schlecht für die Statistik.
Üblich sind:Niederenergiebereich: bis ca. 200 keV (z.B. für 99mTc)Mittelenergiebereich: bis ca. 400 keV (z.B. für 131Iod)
Im Rechner abgelegtes Pixelfeld zur weiteren Bildverarbeitung und Darstellung:64x64, 128x128, 256x256, 512x512
Abbildbare Objektfläche
CountsCountsFWHM:
(Full Widht Half Max)
SchlechteAuflösung
Gute Auflösung
Linienquelle im Querschnitt
Qualitätskriterien für Gamma-Kameras
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● täglich
● Untergrund
● Energiefenster
● Kippwinkel
● wöchentlich
● Ausbeute
● Inhomogenität
● Flood-Korrektur
● Rotationszentrum
● halbjährlich
● Abbildungsmaßstab
● Linearität
● Ortsauflösung
● tomographische Inhomogenität
Qualitätskontrolle
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Gammakamera - Homogenisierung
UFOV Integral 6,17%
CFOV Integral 5,25%
UFOV Differential 4,46%
CFOV Differential 4,46%
Messung mit Punktquelle mit Tc99m (ca. 30.000 ips)
Homogenitätskorrekturmatrixohne mit
UFOV Integral 2,49%
CFOV Integral 2,44%
UFOV Differential 1,99%
CFOV Differential 1,99%
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SPECTSingel-Photon-Emissions-Computer-Tomographie
PETPositronen-Emissions-Tomographie
1-3 Kameraköpfe werden in Aufnahmeschritten um denPatienten bewegt.Viele Einzelbilder werden im Computer zu tomographischen Bildern verarbeitet
Mit mindestens 2 Kameraköpfen werdenKoinzidenzen (gleichzeitige Ereignisse) ermittelt, aus denen dann vom Computer der Entstehungsort imKörper berechnet werden kann.� Tomographische Aufnahmen
Aktivität: Alle in der Medizin üblichen Gammastrahler
Aktivität: Positronenstrahler (z.B. 18F)