Ziele Nuklearmedizinische Diagnostikscst/NukMed-Dateien/NukMed.pdf · • Geiger-Müller-Zähler • Szintillatoren • Szintillator & ... Körpers mit Detektor mit Kolimator •

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Nuklearmedizinische Diagnostik

Dr. Stephan Scheidegger2008

[email protected]

Ziele

• grundlegende (bio)-physikalische und technische Prinzipien beschreiben können

• die wichtigsten diagnostischen Verfahren und deren Anwendungen kennen

Inhalt

• Überblick• physikalische

Grundlagen des radioaktiven Zerfalls

• physiologische Grundlagen

• Szintigraphie• Emissions-

Computertomographie• Literatur

RO

ENTG

ENTE

CH

NIK

STR

AHLE

NBI

OLO

GIE

GR

UND

LAG

EN R

AD

IOLO

GIE

STR

AH

LEN

PHYS

IK

Überblick

Medizinische Anwendungen

• Diagnostik• Therapie

2

Überblick

Auch Schnittbildverfahren möglich

• CT• MRI• US• PET / SPECT

ÜberblickTracer - Prinzip

• Funkionsdiagnostik!• bestimmt durch

biochemische und biophysikalische Prozesse

Überblick

Nebenwirkungen

• ionisierende Strahlung (Rechfertigung! Bei Diagnostik Radio- & Chemotoxische Effekte in der Regel sehr gering)

3

Physikalische GrundlagenAufbau der Materie

COOH

Molekül

Atom

elektromagnetische WW

Physikalische GrundlagenAufbau der Materie

COOH

Molekül

Atom


Atomkern: elektromagn. + Kernkräfte

Physikalische Grundlagen

COOH

Molekül

Atom


Atomkern: elektromagn. + Kernkräfte

Nukleon (Hadronen):starke WW

Kräfte im Kern

Pote

ntia

l V(x

)

x


4


Stabilität von Atomkernen (Skript 941)

• Tröpfchenmodell• Verhältnis Neutronen

zu Protonen entscheidend

AE

AE

AE

V

S

C

∝

∝

∝−

32

31

Anz-

Pro

tone

n

Anz. Neutronenn

p 2H 3H

4He3He

6Li 7Li

9Be

11B

13C12C 14C


Mutterkerninstabil

Tochterkernstabil

KernumwandlungEmission

von Energie

• Zerfall instabiler Atomkerne

• Energieabgabe durch Strahlung (α, β, γ)

• Tochterkern stabil oder instabil (Zerfallsketten)

Physikalische Grundlagenβ- - Zerfall

1 Neutronzuviel

Tochterkernstabil

Kernumwandlungn -> p+e-

• n(udd)

• Umwandlung d u + e-

• p(uud)

5

β+ - Zerfall

1 Neutronzuviel

Tochterkernstabil


• p(uud)

• Umwandlung u d + e+

• n(udd)• geht nur mit E = mc2!• Masse eines Positrons

äquiv. zu 511 keV

γ- Zerfall

1 Neutronzuviel

Tochterkernangeregt


Tochterkernstabil

• Nach β-Zerfall angeregter Kern

• Energiefreisetzung bei Abregung

• Photon


Radioaktiver Zerfall (Skript 942)

• Zerfallskonstante λ• Halbwertszeit T1/2

teAtA λ−⋅= 0)(

AdtdA λ−=

λ2ln

2/1 =T


ABER:• Zerfall ist stochastischer

Prozess!

0

20

40

6080

100

120

140

160

0 10 20 30 40 50 60Zeit t / d

N(t)

6

-0.6

-0.5

-0.4

-0.3

-0.2

-0.1

0

0.1

0 10 20 30 40 50 60

-0.2

-0.1

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0 10 20 30 40 50 60

-1.2

-1

-0.8

-0.6

-0.4

-0.2

0

0.2

0 10 20 30 40 50 60

-0.2

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

1.2

0 10 20 30 40 50 60

Physiologische Grundlagen

PharmakokinetikAnnahmen:

• Kompartimente• Austauschkinetik

zwischen Kompartimenten

1

2 3


Transport

• passiv• aktiv (Carrier)• auch abhängig von

Metabolisierung / enzymatischeUmwandlung1

2 3


Grundprinzipien für Lokalisation (nur wenige Beispiele)

• aktiver Transport (NaJ, TcO4, bei Schilddrüse)• Phagozytose (Kolloide, RES von Leber und Milz)• Diffusion (Sr-Nitrat, 18F als Fluorid:

Knochenumbauzonen)• Metabolismus (Hormone: Nebenniere)

7


Mechanismen

• Trennung der Kompartimente durch Lipidmembranen

• Zentrale Rolle: pKa-Wert des Stoffs

1

2 3


Ein – Kompartiment - Modell

• Dosis (= X0) wird i.v. gegeben• renale Elimination (Urin)• Kinetik 1. Ordnung

tke

eeXtXXkdtdX −⋅=→−= 0)(U

X


Verteilungsvolumen Vd

• Cp = (Plasma)-Konzentration• nicht zwingend gleich realem

Volumen

dp V

tXtC )()( =U

X


Eliminationskonstante ke

[ ] [ ]12

21 )(ln)(lntt

tctck pp

e −

−=

U

X

8


Urinausscheidung: gesamte, bis zum Zeitpunkt t ausgeschiedene Menge U(t)

Xkdt

dU

eUtU

e

tke

=

−⋅= −∞ )1()(

U

X


U

XDie renale Clearance CLR

de

p

e

pR

Vk

CXk

CtUCL

=

==)(&

Die renale Clearance CLR

• Ausscheidungsmass• Konzentrationsunabhängig bei

linearer Kinetik• Volumen, welches pro Zeit von der

Substanz geklärt wird

U

X


parallele Ausscheidungswege

• renale Elimination (Urin CLR)• biliäre Elimination (Galle CLB)• Biotransformation

(Metabolit CLM)

U

X

B M


9

dMp

MM

dBp

BB

dRp

RR

VkC

tMCLXkdt

dM

VkC

tBCLXkdtdB

VkC

tUCLXkdt

dU

==→=

==→=

==→=

)(

)(

)(

&

&

&


parallele Ausscheidungswege

• Gesamtkörperclearance CL = Summe aller Einzelclearances

CL = CLR + CLB + CLM

U

X

B M


Resorption 1. Ordnung

• Ein – Kompartiment –Modell• A = Arzneimittelmenge am

Resorptionsort

X

A

XkAkdtdX

ea −=


10

Zwei – Kompartiment - Modell

• zentrales Kompartiment (1, Xc)• peripheres Kompartiment (2, Xp)• Austauschkonstante k12 & k21• Elimination (E)

1

2E


ce

pcp

cepcc

XkdtdE

XkXkdt

dX

XkXkXkdt

dX

=

−=

−+−=

2112

2112


Multi – Kompartiment - Modell

• zentrales Kompartiment (1, Xc)• mehrere periphere Kompartimente

(2, 3, …)• Austauschkonstante k12 , k21, …

bilden Matrix killineares DGL-System

• Elimination (E)1

2 3


nichtlineare ModelleMichaelis – Menten - Kinetik

• Carriersystem• Sättigung

1

2 3

dm VCkCv

dtdC

⋅+⋅

−=)(

max


11

dcdt

c(t)

c =

c max = vm

vm

2

km

Grenzfälle

vdmC V

vVCk

Cv maxmax

)(lim =⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡⋅+

⋅∞→

CVk

vVCk

Cv

vmdmC ⋅

=⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡⋅+

⋅→

maxmax

0 )(lim



Elimination und radioaktiver Zerfall

• physikalische & biologische Halbwertszeit

• effektive Halbwertszeit

phybio

physbio

eeff

e

TTTT

kT

AkdtdA

2/12/1

2/12/12ln

)(

+⋅

=+

=

+−=

λ

λ


einige Radionuklide

• 51Cr: phys. HWZ 27.7d• 99mTc: phys. HWZ 6.02 h• 123I: phys. HWZ 13.2 h, biol. HWZ 80 d• 125I: phys. HWZ 60.14 d, biol. HWZ 80 d• 131I: phys. HWZ 8.04 d, biol. HWZ 80 d

12


StrahlenbelastungAbhängig von:

• Ort der Anreicherung• Verweildauer• Strahlenart• Inkorporierte Aktivität• einfache

Abschätzungsgrössen im Strahlenschutz

ingingTingT

inhinh

inging

AhHAeE

AeE

⋅=⋅=

⋅=

,,

50

50

SzintigraphieZiel von Messungen

• Aktivitätsbestimmung (momentan und zeitabhängig)

• Aktivitätsverteilung

Szintigraphie

Messung ionisierender Strahlung

• Ionisationskammer• Proportionalzähler• Geiger-Müller-Zähler• Szintillatoren• Szintillator &

Photomultiplier

---------

+++++++++++

-+

+

+

++

+-----

Szintigraphie Messung von Ionisation

0 25 50 75 100 125 150

Kammerspannung [V]

Ioni

satio

nsst

rom

[pA]

100

50

20

10

5

2

1

(a)

(b)

SättigungsbereichRekombinations-bereich

13

Szintigraphie GM-Zählrohr

+-

RL

4.7 MΩ

RA

100 kΩ Anode

Kathode (Metallmantel)

ca. 500 VWei

terv

erar

beitu

ng d

es S

igna

ls

Szintigraphie

Szintillator & Photomultiplier

• Szintillatormaterialien(NaI, CsI, CsF, CaWO4 …)

• Dynoden

+-

Hoc

hspa

nnun

g

SzintillationskristallPhotokathode

Anode

Lichtdichte Hülle

Dynoden

1.2

1.0

0.8

0.6

0.4

0.2

rel.

Ans

prec

hver

mög

en

Kristalldicke [mm]

1 2 5 10 20 50 100

99mTc

131I

Szintigraphie Szintigraphie

Gammakamera

• Aktivitätsverteilung führt zu diffuser Intensitätsverteilung auf Bild

• Lösung: Abtasten des Körpers mit Detektor mit Kolimator

• oder Angerkammera

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Szintigraphie

Photo-multiplier

Lichtleiter

SzintillatorKollimator

Angerkammera(Anger, 1960)

Szintigraphie

Problem Lokalisation

• 1 Photon wird in Licht umgewandelt

• Streuung im Szintillator

• Lichtverteilung mit Maximum (Schwerpunkt)

Szintigraphie

Ortsbestimmung

• Bestimmung des Schwerpunkts

∑∑

=

ii

iii

S

Skx

15

Szintigraphie

Auflösung

• Auflösung Messkopf (Szintillatordicke, Anz. Photomultiplier, …)

• Kollimatorauflösung

Szintigraphie

Anwendungen

• Schilddrüsenfunktion (Radiojod, 99mTc)• Skelettszintigraphie (99mTc)• Herzuntersuchung (201Tl)

16

Herzuntersungung mit 201TlEmissionscomputertomographie

Verfahren

• SPECT• PET

Emissionscomputertomographie

SPECT (Single Photon Emission CT)

• Detektor (Photonenzähler) mit starker Kollimation

• durch KollimationAufnahme von Projektionen möglich (analog CT)


Vorteile von SPECT

• Bei Verwendung von Anger-Kammeras direkt Volumendatensatz messbar

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Nachteile von SPECT

• Strahler: Schwere, nicht natürlicherweise im Körper vorkommende Elemente


Nachteile von SPECT

• Ortsauflösung durch Kollimatorenbestimmt

• Abschwächung der Strahlung nur bedingt korrigierbar (deshalb ART-Algorithmus)


Nachteile von SPECT

• Ausbeute beim Messen der Strahlung gering (Rauschen, Messzeit!)


PET (Positronen-Emissions-Tomographie)

• Grundprinzip: Koinzidenz • Vorteil: Kein Kollimator nötig

18

EmissionscomputertomographiePET (Positronen-Emissions-

Tomographie)

• Strahlenquelle: Positronenemitter (β+-Zerfall)



• Messung: Annihilationsstrahlung


e-

e-

p+

γ γ

p+


PET (Positronen-Emissions-Tomographie): Nuklide

• 11C: HWZ 20.3 min• 13N: HWZ 10 min• 15O: HWZ 2 min• 18F: HWZ 109.7 min• 19Ne: HWZ 17 s• 55Co: HWZ 17.5 h

19



• Koinzidenztor (Intervall) durch Szintillator beeinflusst (günstig: NaI, CsF, BGO = Bi4Ge3O12)



• effiziente Messung: Detektorring


Anwendungen von PET

• Neuropharmakologie (18F-fluorodopamin)• Pathophysiologie des Hirns (18F-FDG)• Tumordiagnostik (11C-methionin, 18F-FDG,

52Fe, 82Rb)• Kardiologie, Nephrologie (18F-FDG)


TOF (Time of Flight) PET

20


TOF PET

• Besseres Signal to Noise Ratio• Bei gleicher Bildqualität nur noch ca. 30% der

Acquisitionszeit• oder bei gleicher Zeit besseres Bild• oder weniger Dosis


PET-CT

• Kombination (Bildfusion) von PET & CT bringt detaillierte anatomische Information mit Funktionsdiagnostik zusammen

• zunehmende Alternative: f-MRI• PET MRI

EmissionscomputertomographiePET-MRIDetectoropt. fibers

Scintillator

splitted Magnets

Literatur • Webb, S.: The Physics of Medical Imaging, MedicalScience Series

• Krestl. E.: Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. Verlag Siemens

• Scheidegger S. (2002): Physikalische Grundlagen der Dosimetrie im Strahlenschutz. Paul Scherrer Institut

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