MTRA gammakamera 2014 - nuklear.med.uni-rostock.de · 03.03.2014 3 03.03.2014 © 2009 UNIVERSITÄT...

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03.03.2014 © 2009 UNIVERSITÄT ROSTOCK | MEDIZINISCHE FAKULTÄT

Bildgebung in der Nuklearmedizin -Gammakamera

03.03.2014 © 2009 UNIVERSITÄT ROSTOCK | MEDIZINISCHE FAKULTÄT 2

● 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


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


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


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


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


● 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


Kollimatoren


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


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


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


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


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


Wichtige Komponenten einer Gammakamera

Bedienkonsole

Datenspeicher-und Auswerte-PCGantry

MechanikBewegungs-Steuerung

Signal-Verarbei-tungs-ElektronikundVorver-arbeitung

Detektoren1, 2 oder 3

Patientenliege

AufnahmesteuerungPatientendateneingabeWartung

DatenspeicherungBildverarbeitungDarstellungAusgabe


Typische Schilddrüsen-Gammakamera

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Ein-Kopf-Kamera


Patientenliege, bei Aufnahme unbeweglich

Kollimatoren mit Wagen

Zweikopfkamera für Ganzkörperaufnahmen


Kamera-Köpfe

Patientenliege

Gantry

Bedienkonsole

Zwei-Kopf-Kamera

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von GE

Zwei-Kopf-Gammakamera für SPECT


Drei-Kopf-Kamera

MultiSPECT 3von Siemens


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)


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


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


Embolie rechtes Oberfeld (primäre Perfusionsstörung)


R V L R V L


Inhalation Perfusion

R V L R V L

Zentrale Embolie rechts


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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


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


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


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%


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)

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