Medizinische Hochschule Hannover Stabsstelle Strahlenschutz und
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Medizinische Hochschule Hannover Stabsstelle Strahlenschutz und Abteilung Medizinische Physik der Medizinischen Hochschule Hannover Tomografische Bildgebung mit Yttrium-90-Bremsstrahlung im Rahmen der Radioembolisation von Lebertumoren INAUGURAL – DISSERTATION zur Erlangung des Grades eines Doktors der Naturwissenschaften - Doctor rerum naturalium - ( Dr. rer. nat. ) vorgelegt von Oliver Stephan Großer Geboren am 05.08.1969 in Magdeburg Hannover 2012 Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover am 12.04.2013 Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover Präsident: Prof. Dr. med. Christopher Baum Betreuer: Prof. Dr. rer. biol. hum. Lilli Geworski Kobetreuer: Prof. Dr. med. Hoen-oh Shin 1. Gutachter: Prof. Dr. rer. biol. hum. Lilli Geworski 2. Gutachter: Prof. Dr. med. Hoen-oh Shin 3. Gutachter: Prof. Dr. rer. nat. Frank Michael Bengel Tag der mündlichen Prüfung vor der Prüfungskommission: 12.04.2013 Prof. Dr. rer. nat. Jürgen Alves Prof. Dr. rer. biol. hum. Lilli Geworski Prof. Dr. med. Hoen-oh Shin Prof. Dr. rer. nat. Frank Michael Bengel 2 Abstrakt Titel / Titel: Tomografische Bildgebung mit Yttrium-90-Bremsstrahlung im Rahmen der Radioembolisation von Lebertumoren / Tomographic Bremstrahlung Imaging with Yttrium-90 in the Context of Radioembolisation of Liver Tumors Autor / Autor: Oliver Stephan Großer Ziel: Etablierung einer tomographischen Bremsstrahlungs-SPECT-Bildgebung (BSPECT) für die klinische Validierung der Selektiven Internen Radiotherapie (SIRT) mit Yttrium-90-(90Y)-markierten Mikrosphären. Methoden: Verschiedene Energiebereiche (75 ± 3,8 keV, 135 ± 6,8 keV, 167 ± 8,4 keV) keV sowie das Summenfenster wurden bezüglich der Eignung für die BSPECT untersucht. Dazu wurden klinisch verfügbare Rekonstruktionsverfahren bezüglich ihrer Eignung für BSPECT analysiert. Die tomographischen Untersuchungen erfolgten an einem Zylinderphantom mit Kugeleinsätzen unterschiedlicher Durchmesser d = [28, 35, 40, 50, 60] mm in einem nicht aktiven wassergefüllten Hintergrund. Die Kugeln waren mit identischer 90Y-Aktivitätskonzentration AC gefüllt. Messungen erfolgten bei AC = [14,58, 5,20, 1,98, 0,66] MBq/cm3. Die BSPECT wurden mit gefilterter Rückprojektion (FBP), einem 2D-Ordered-Subset-Expectation-Maximization Algorithmus (2D-OSEM) und einem 3D-Geometric-Mean-Algorithmus (3D-GMA) rekonstruiert. Die Auswertung erfolgte visuell und anhand objektiver Leistungsparameter wie Kontrast, Signal-toNoise-Ratio (SNR) und Bildrauschen. Ergebnisse: Für die BSPECT wurde das Fenster 75 keV ± 3,8 keV als geeignet identifiziert. Dabei konnten Limitationen bezüglich der Verwendung unterschiedlicher Implementierungen der Punktabbildungsfunktion PSF aufgezeigt werden. Für alle Rekonstruktionsverfahren zeigte sich bei gegebenem Kugeldurchmesser ein linearer Zusammenhang zwischen der AC in den Kugeln sowie der rekonstruierten Impulsrate pro Volumenelement. Für kleine Kugeln konnte der Recovery Effekt dargestellt werden. Die iterativen Verfahren waren bei allen AC für die BSPECT geeignet. Der 3D-GMA zeigte bei niedrigen AC das geringste Rauschen und das höchste SNR. Die FBP erwies sich als generell ungeeignet für die BSPECT. 3 Zusammenfassung: Das schmale Energiefenster, in dem sich die Bremsstrahlung mit der charakteristischen Röntgenstrahlung von Blei überlagert, kann für die BSPECT genutzt werden. Die mit verschiedenen Algorithmen rekonstruierten Schnittbilddaten weisen dabei variierende Bildgüte auf, wobei die iterativen Verfahren im klinischen Setup überlegen sind. Aim: Establish tomographic Bremsstrahlung SPECT imaging (BSPECT) for the clinical validation of Selective Internal Radiotherapy (SIRT) with Yttrium-90 (90Y) labelled microspheres. Methods: Various energy ranges (75 ± 3.8 keV; 135 ± 6.8 keV; 167 ± 8.4 keV) and the summation window were studied to see if they were suitable for BSPECT. To this end, clinically available reconstruction techniques were analysed for their suitability for BSPECT. The tomographic examinations were performed on a cylindrical phantom filled with spheres of different diameters d = [28; 35; 40; 50; 60] mm in a non-active waterfilled background. The spheres were filled with identical 90Y activity concentration (AC). Measurements were conducted at AC = [14.58; 5.20; 1.98; 0.66] MBq/cm3. The BSPECT were reconstructed with filtered back-projection (FBP), a 2D Ordered-Subset Expectation Maximisation Algorithm (2D-OSEM) and a 3D Geometric Mean Algorithm (3D-GMA). Evaluation was made visually and on the basis of objective performance parameters such as contrast, signal-to-noise ratio (SNR) and image noise. Results: While the 75 keV ± 3.8 keV window was identified as suitable for the BSPECT, limitations were revealed as to use of different implementations of the Point Spread Function (PSF). It was found for all reconstruction techniques that, at a given sphere diameter, there existed a linear relationship between the AC in the spheres and the reconstructed pulse rate per volume element. The recovery effect was verified for small spheres. The iterative techniques were found to be suitable for the BSPECT at all AC. At low AC, the 3D-GMA exhibited the least noise and the highest SNR. The FBP turned out to be entirely inappropriate for the BSPECT. Summary: The narrow energy window in which the bremsstrahlung interferes with the characteristic X-radiation of lead can be used for BSPECT. In this approach, the tomographic data reconstructed with different algorithms exhibited a varying image quality, with the iterative techniques being superior in the clinical setup. 4 Inhaltsverzeichnis 1 EINLEITUNG ......................................................................................................................................... 6 2 METHODIK .......................................................................................................................................... 10 2.1.1 Radioembolisation ...................................................................................................................... 10 2.1.2 Radionuklid 2.1.3 Messung des 2.1.4 Gammakamera und Phantomgeometrie .................................................................................... 19 2.1.5 SPECT: Akquisition, Rekonstruktion, Datenauswertung ............................................................ 21 2.1.6 Statistische Analyse ................................................................................................................... 25 3 90 Y........................................................................................................................... 11 90 Y-Bremsstrahlungspektrums mit einer Gammakamera .................................... 12 ERGEBNISSE ..................................................................................................................................... 26 3.1 Energieabhängigkeit des Gammakamerasystems...................................................................... 26 3.2 Point Spread Funktion für 90 Yttrium ............................................................................................. 28 3.2.1 Experimentelle Bestimmung der Point Spread Funktion ............................................................ 28 3.2.2 Modellierung der 3.3 90 Yttrium – Point Spread Funktion für die 3D-GMA-Rekonstruktion ............... 31 SPECT-Rekonstruktion .................................................................................................................. 33 3.3.1 Auswahl des Energiefensters ..................................................................................................... 33 3.3.2 Abhängigkeit von der Aktivitätskonzentration ............................................................................ 40 3.3.3 Kontrast ...................................................................................................................................... 44 3.3.4 Hintergrundrauschen .................................................................................................................. 48 3.3.5 Signal-zu-Rausch-Verhältnis ...................................................................................................... 49 3.4 Beispiele für die Bremsstrahlung-SPECT in der klinischen Anwendung ................................. 54 4 DISKUSSION ...................................................................................................................................... 57 5 ZUSAMMENFASSUNG ...................................................................................................................... 65 6 LITERATUR......................................................................................................................................... 67 7 ANLAGE A .......................................................................................................................................... 75 7.1 - Bremsstrahlungsbildgebung mit b -Emittern: publizierte Messprotokolle ............................... 75 5 1 Einleitung Durch die Entwicklung neuer Therapiekonzepte hat in den letzten Jahren die Anwendung von β--Strahlern wie Yttrium-90 (90Y) deutlich zugenommen. Ein Anwendungsgebiet für 90Y ist neben der systemischen Therapie neuroendokriner Tumoren mit 90Y-markierten Peptiden (1, 2) sowie der Therapie des non-HodgkinLymphoms und von Leukämien mittels 90Y-markierten Antikörpern (3-6), die Nutzung von 90Y-markierten Radioembolisaten für die intraarterielle Therapie von Lebermalignomen. Die Selektive Interne Radiotherapie (SIRT) der Leber mit 90Ymarkierten Mikrosphären, die auch als Radioembolisation (RE) bezeichnet wird, findet derzeit hauptsächlich bei inoperablen, therapierefraktären Patienten Anwendung (7-9). Über erste Vorarbeiten für diese Therapieform wurde dabei bereits in den 1940er Jahren berichtet (10). Die Grundlagen für die heute übliche Form der Radioembolisation entwickelten sich in den 1980er Jahren (11, 12), wobei die Verbreitung des Verfahrens erst im Laufe des letzten Jahrzehnts erfolgte. Gegenwärtig stehen zwei Radioembolisate mit unterschiedlichen physikalischen Eigenschaften zur Verfügung (13). Dabei handelt es sich um 90Y-markierte Kügelchen aus Glas (TheraSpheres®, MDS Nordion, Ottawa, Kanada) oder aus Kunstharz (SIRSpheres®, Sirtex Medical, Lane Cove, Australien). Sie werden über einen transfemoralen Zugang unter angiographischer Kontrolle in die Leberarterien appliziert. Vorzugsweise lagern sie sich im hypervaskularisierten Tumorgewebe ab und ermöglichen dadurch, im Vergleich zur perkutanen Strahlentherapie, die Applikation einer deutlich höheren Dosis in einem kleinen Volumen (14). Dieser Effekt wird durch die duale Blutversorgung der Leber erreicht, da gesundes Leberparenchym zu 75 % über die Pfortader und zu 25 % über die Leberarterie versorgt wird. Dagegen besitzen hepatische Tumore maßgeblich eine arterielle Versorgung (15-17). Das therapeutische Verfahren zeichnet sich durch ein gutes Ansprechen bei relativ geringer Toxizität aus (11, 18). Die Radioembolisation wird in einem mehrstufigen interdisziplinären Behandlungsprozess durchgeführt (19), dessen Ablauf sich wie folgt strukturiert: 6 - Im Rahmen der prätherapeutischen Validierung des versorgenden Gefäßsystems und der dosimetrischen Berechnung der einzusetzenden Menge des 90Ymarkierten Radioembolisats erfolgt die Applikation von 99mTc-markiertem makroaggregiertem Albumin [99mTc]MAA unter angiographischer Kontrolle. - Im Anschluss an die [99mTc]MAA-Applikation wird eine Verteilungsszintigraphie durchgeführt. Die Untersuchung erfolgt zur Bestimmung des dosimetrisch relevanten Leber-Lungen-Shunts aus einer Ganzkörper- oder Teilkörperszintigraphie sowie zum Ausschluss eines unbeabsichtigten Abstroms des Radioembolisats in das gastrointestinale Stromgebiet aus der SPECT/(CT)Bildgebung (20, 21). - Nach der erfolgreichen Validierung der Verteilungsszintigraphie und der individuellen Festlegung der Therapiedosis (19) erfolgt im zeitlichen Abstand von mehreren Tagen die Radioembolisation. Die Therapie wird dabei entweder als Ganzleberbehandlung oder als sequentielles Therapiekonzept mit einer zeitlich getrennten Behandlung des rechten und linken Leberlappens durchgeführt. Die Möglichkeit zur direkten Kontrolle des Therapieansprechens der Tumoren besteht durch die Bestimmung des Glukosemetabolismus mittels der Positronen-EmissionTomographie (PET) mit 18F-fluoro-2-desoxy-D-glucose (18F-FDG) (19). Aus Gründen der Sicherheit, insbesondere bei einer wiederholten Radioembolisation oder der sequentiellen selektiven Anwendung in einzelnen Leberlappen bzw. in Lebersegmenten, besteht die Notwendigkeit zur Validierung der durch die therapeutische Applikation erzielten Verteilung des radioaktiv markierten Embolisats. Dieses ist insofern von besonderer Bedeutung, da Abweichungen zwischen dem Therapieansprechen und der primär beobachteten Verteilung des [99mTc]MAA beschrieben werden (22). Für die Bildgebung gab es unterschiedliche Ansätze, welche die Nutzbarkeit der Bremsstrahlung für die planare Bildgebung nachzuweisen versuchten (23, 24). Im Bereich komplexer Anreichungsmuster in der Leber ist eine planare Bildgebung aber infolge der zu erwartenden Überlagerung unterschiedlicher lokaler Anreicherungen limitiert. Hier bietet sich neben der hier untersuchten Bremsstrahlungs-SPECT des 7 Weiteren auch die PET als tomografisches Verfahren an. Infolge seines Zerfallsschemas (25) ist 90Y wegen der nahezu reinen β--Emission für therapeutische Zwecke ein ideales Nuklid. Für die Bildgebung steht dagegen lediglich die Röntgenbremsstrahlung zur Verfügung. Außerdem werden mit einer sehr geringen Emissionswahrscheinlichkeit (36 Emissionen pro 106 Zerfälle) β+-Partikel emittiert. Das für eine tomographische Bildgebung nutzbare Energiespektrum ist damit von komplexer Natur und weist nicht den sonst üblichen Photopeak auf. Die außerhalb des Patienten messbare Bremsstrahlung entsteht bei einer sekundären Wechselwirkung des vom 90Y emittierten β--Partikels mit dem den Emissionsort umgebenden Gewebe oder anderer Materie (z. B. dem Wasser in einem Messphantom). Diese Bremsstrahlungsquanten werden im Patienten gestreut, durchdringen die Kollimatorsepten oder wechselwirken mit dem Material des Kollimators, so dass k -Strahlung im Emissionsspektrum zu α beobachten ist. Das Fehlen eines Photopeaks verlangt damit nach alternativen Ansätzen für die Bremsstrahlungs-SPECT-Bildgebung mit 90Y zur Evaluation der Bioverteilung des Radioembolisats. Ähnlich komplex ist die Situation bei der 90Y-PETBildgebung, da die geringe Emissionsrate koinzidenter Gammaquanten durch ein breitbandiges vergleichsweise intensives Bremsstrahlungskontinuum überlagert wird. Dennoch kann die Bremsstrahlung für die SPECT genutzt werden (26-29). Die bisher gewählten Ansätze unterscheiden sich in der Regel in dem für die Bildgebung genutzten Energiebereich (30-34). Die gemessenen Projektionsdaten werden dabei zum Ausgleich der geringen Zählrate mit einem oder mehreren breiten Energiefenstern im Bereich von 100 keV bis 300 keV gemessen. Andere Autoren betrachten das Problem aus einem stärker theoretisch orientierten Blickwinkel unter Nutzung von Monte-CarloAlgorithmen (26). Hier wurde durch Minarik et al. (26) vorgeschlagen, auch die im Energiebereich (70 - 80 keV) auftretende k -Emission, die im Blei des Kollimators α entsteht, für die Bildgebung zu nutzen. Außerdem existiert eine Empfehlung der American Association of Physicists in Medicine zur Dosimetrie, Bildgebung und Qualitätssicherung im Rahmen der Radioembolisation von Lebermalignomen (35) welche für die Bremsstrahlungsbildgebung den Energiebereich der k -Emission α empfiehlt (Energiefenster: 80 keV +/- 6 keV), wobei diese Wahl allerdings in der Veröffentlichung nicht begründet wurde. 8 Gegenwärtig fehlt das Wissen über die Möglichkeiten zur Optimierung der SPECTBildgebung mit Röntgenbremsstrahlung mit den klinisch verfügbaren Rekonstruktionsalgorithmen. Ziel der Untersuchung ist eine Optimierung der Bildgebung mittels 90YRöntgenbremsstrahlung unter Betrachtung mehrerer schmalbandiger Energiefenster. Dabei wurde auf die klinische Anwendbarkeit des Aufnahmeprotokolls, das sich an den Anforderungen der Bildgebung im Rahmen der SIRT von lebereigenen Tumoren oder von Lebermetastasen orientiert, Wert gelegt. Die methodische Fokussierung erfolgte auf die SPECT-Bildgebung. Diese Form der Bildgebung ist im Vergleich zur PET weiter verbreitet und ist somit im Rahmen der Radioembolisation als therapiebegleitende Bildgebung leichter verfügbar. Das Messprotokoll wurde anhand von Phantomuntersuchungen validiert. 9 2 Methodik 2.1.1 Radioembolisation Die Radioembolisation ist ein modernes Therapieverfahren zur lokoregionären Therapie von Lebermetastasen, bei dem ein mit dem β-−Strahler 90Y markiertes Embolisat über einen intraarteriellen Katheter in die Leber appliziert wird. Im Rahmen der Therapievorbereitung werden angiographisch selektiv die Mesenterialarterie, die Baucharterien und die Leberarterien sondiert. Außerdem werden die Möglichkeit zum Kathetern hepatischer Arterien, die Durchgängigkeit der Portalvene, arterielle Varianten und die Tumorvaskularisierung validiert. Besonderes Augenmerk gilt der Evaluation der Durchgängigkeit, der Lokalisation sowie der Lage von Arterien, welche die gastroduodenale Region versorgen, z. B. die Arteria gastrica dextra sowie kleinere Gefäße, die von den hepatischen Arterien abgehen und bei denen die Notwendigkeit zum Verschluss durch eine angiographisch geführte Coil Implantation besteht. Das Ziel dieser angiographischen Intervention ist die Verhinderung eines späteren unkontrollierten Abströmens des 90Y-Radioembolisats in Risikoorgane. Von besonderer Wichtigkeit ist dabei der Verschluss der Arteria gastrica und aberranter Arterien, die den Magen versorgen. Im Anschluss erfolgt die Bestimmung des Leber-Lungen-Shunts über eine angiographische Applikation von [99mTc]MAA in zentrale arterielle Lebergefäße (A. mesenterica oder A. communis). Der Shunt zwischen Leber und Lunge wird dabei aus planaren Szintigrammen berechnet. In Abhängigkeit vom Leber-Lungen-Shunt und der aus der radiologischen Schnittbildgebung (MRT oder CT) ermittelten Tumorlast erfolgt die Anpassung der therapeutisch zu applizierenden Aktivität 90Y markierter Mikrosphären. Zur Vermeidung einer strahleninduzierten Schädigung wird hierbei für die Lunge eine maximale Einzelexposition von 30 Gy als oberer Grenzwert angesehen (3638). Die Dosierung des Radioembolisats erfolgt dabei entsprechend einer durch die einzelnen Hersteller vorgegebenen Berechnungsvorschrift (39, 40). Darüber hinaus kann der [99mTc]MAA-Scan auch zur Beurteilung einer extrahepatisch-abdominellen 10 Anreicherung und somit zur Vermeidung der Schädigung abdomineller Organe z. B. des Magens sowie des Pankreas dienen (20). Kommerziell verfügbar sind zwei physiologisch nicht abbaubare Radioembolisate, die in Form von mit 90Y markierten Glaskügelchen (TheraSpheres®, MDS Nordion, Kanada, Kanada) oder als mit 90Y markierten Kunststoffkügelchen aus Resin (SIRSpheres®, Sirtex Medical, Lane Cove, Australien) angewendet werden. Die unterschiedlichen physikalischen Eigenschaften sind in der Tabelle 1 dargestellt. Tabelle 1: Physikalische Eigenschaften kommerziell verfügbarer Radioembolisate nach Kennedy et al. (41). Parameter SIRSpheres® (39) TheraSpheres® (40) Durchmesser 20-60 µm 20-30 µm spez. Gewicht 1,6 g/dl 3,6 g/dl Aktivität pro Partikel 50 Bq 2.500 Bq pro 3 GBq-Flasche 40-80 * 106 1,2 * 106 Material Resinsphären in eine Glasmatrix markiert mit 90Y eingeschmolzenes 90Y Anzahl der Mikrosphären Die in der Arbeit exemplarisch dargestellten Bremsstrahlungsuntersuchungen am Patienten erfolgten im Rahmen der klinischen Therapievalidierung nach der Applikation des 90Y-markierten Radioembolisats. Als Radioembolisat wurden in der klinischen Anwendung die SIRSpheres® verwendet. 2.1.2 Radionuklid 90Y Das Nuklid 90Y ist ein nahezu reiner β--Emitter mit einem sehr geringen Anteil an Positronen-Emissionen (42). Die Energie der emittierten β--Partikel liegt wie durch 11 Cross et. al (43) dargestellt, als ein Kontinuum vor (s. a. Abbildung 1), bei dem die mittlere Partikelenergie bei 0,935 MeV zu beobachten ist. Die maximale Elektronenenergie beträgt 2,28 MeV (44). - Abbildung 1: Darstellung des Emissionsspektrum für den β -Zerfall von 90 Y nach Cross et al. (43). Auf der Ordinate ist die Emissionswahrscheinlichkeit als Anzahl der - emittierten β -Partikel pro MeV Partikelenergie je Emissionsprozess abgetragen. Das Nuklid 90Y hat eine physikalische Halbwertszeit von 64,1 h. In Wasser bzw. in Weichteilgewebe beträgt die mittlere Reichweite der β--Partikel 2,5 mm (45) bei einer maximalen Reichweite von 12 mm (46). Durch die Wechselwirkung der emittierten β-Partikel mit Materie entsteht Röntgenbremsstrahlung die als Kontinuum beobachtet wird. 2.1.3 Messung des 90Y-Bremsstrahlungspektrums mit einer Gammakamera Das bei einer Patientenuntersuchung mit einer Gammakamera zu beobachtende breitbandige Bremsstrahlungskontinuum entsteht bei der Wechselwirkung der vom 90Y emittierten β--Partikel (s. a. Abbildung 1) mit dem umgebenden Lebergewebe. Diese wird zur Messung der Verteilung des Radioembolisats genutzt. Im Vergleich zur klassischen szintigraphischen Bildgebung mit z. B. 99mTc oder 111In, bei welchen der 12 Photopeak der Gammaemission genutzt wird, stellt sich die Bremsstrahlung allerdings als ein komplexes Energiekontinuum dar, das zusätzlich durch die charakteristische k α Strahlung von Blei (Kollimator) überlagert wird. In der Literatur werden unterschiedliche Ansätze sowohl für die planare wie auch tomografische Bremsstrahlungsbildgebung im Rahmen der therapeutischen Anwendung von β--Emittern berichtet. Betrachtet wurden hier unterschiedliche Nuklide wie z. B. Phosphor-32 (32P) (30-32, 47-53), Strontium-89 (89Sr) (54) und infolge seiner zunehmenden Verbreitung das auch in der Arbeit genutzte 90 Y (23, 24, 26-29, 33, 34, 55-68). Grundsätzlich unterscheidet sich die Bildgebung mit den einzelnen Nukliden aufgrund der spezifischen Energieverteilung der β--Emission (90Y: Emean= 0,9330 MeV, 89Sr: Emean= 0,5846 MeV, 32P: Emean= 0,6948 MeV) (44). Das höherenergetische β--Spektrum des 90Y bedingt, dass die Wahrscheinlichkeit für die Entstehung von Bremsstrahlung für das Nuklid 90Y (2,76*10-2 / Zerfall) im Vergleich zum 32 P (1,35*10-2 / Zerfall) im Energiebereich von 0,05 MeV bis 0,511 MeV doppelt so groß ist (69). Eine Darstellung der in der Literatur angewendeten Parametrisierung einzelner Aufnahmeprotokolle erfolgt in der Anlage A. Dabei wurden unterschiedliche Ansätze für die Bildgebung gefunden. Diese unterscheiden sich bezüglich der Auswahl des zur Bildgebung genutzten Energiebereiches und der damit einhergehenden Festlegung des Schwächungskoeffizienten für die Schwächungskorrektur. Die Unterschiede stellen sich wie folgt dar: - Die Bildgebung mit einem breiten Energiefenster und Anwendung eines singulären Schwächungskoeffizienten für den gesamten Energiebereich (30-34). - Die Bildgebung mit mehreren breiten Energiefenstern und einem dem Energiebereich angepassten Schwächungskoeffizienten pro Fenster (23, 29). - Die auf dem Monte-Carlo-Verfahren basierte Rekonstruktion mit einer energieabhängigen Berücksichtigung der objektspezifischen Schwächungsverhältnisse (26, 64). Vor dem Hintergrund der in der Literatur berichteten stark variierenden, spektralen Empfindlichkeitsverteilungen für verschiedene Gammakamerasysteme (30, 47, 54, 55) 13 ist die Auswahl und Charakterisierung des bildgebenden Systems für die Bremsstrahlungstomographie von Interesse. Diese Problematik stellt sich insbesondere vor dem Hintergrund der Korrektur der ortsabhängigen Inhomogenität eines flächigen Gammadetektors, da für eine angestrebte gute Bildqualität ein geeignetes Tuning hinsichtlich der Verwendung von 90Y erforderlich ist. Dabei ist insbesondere die Inhomogenitätskorrektur von Relevanz, wobei die Homogenität im Allgemeinen als die „...Fähigkeit der Gammakamera, eine homogene Einstrahlung – bezüglich Intensitätsund Energieverteilung – auch als homogenes Bild wiederzugeben.“ (70) bezeichnet wird. Da die Homogenität einer Gammakamera von der Energie und auch vom Energiespektrum abhängig sein kann, wird die Inhomogenitätskorrektur mit dem Nuklid bestimmt, mit dem die spätere Bildgebung erfolgt. Die Verteilung der Wechselwirkungsorte der einfallenden Gammaquanten mit dem Detektor verschiebt sich mit einer zunehmenden Quantenenergie von der Eintrittsseite des Kristalls in Richtung der Photomultiplier PMT (s. a. Abbildung 2). Abbildung 2: Schematische Darstellung der Wechselwirkungstiefen unterschiedlicher Photonenenergien im Szintillationskristall. Außerdem kommt durch die baulich begrenzte Apertur der PMT’s zusätzlich eine räumliche Empfindlichkeitsverteilung zur Geltung, die eine ausgeprägte Abhängigkeit von der Energie des primären Photons (z. B. eines Gammaquants oder in diesem Fall eines Röntgenbremsstrahlungsquants) aufweist. Streuprozesse von Gammaquanten im Kristall des Gammadetektors oder die Durchdringung des Kristalls ohne Wechselwirkung (WW), wie sie beide bei höherenergetischen Photonen vorkommen, werden zusätzlich beobachtet. Sie führen zu einer Signalverbreiterung und damit zu 14 einer zusätzlichen Ortsunschärfe bzw. zur Senkung der Systemausbeute durch die vollständige Durchdringung des Kristalls ohne Wechselwirkung. Abbildung 3: Schematische Darstellung der Geometrie zur Bestimmung des winkelabhängigen PMT-Ausgangssignals inklusive der Illustration der mittleren Wechselwirkungsebene (WW) für unterschiedliche Photonenenergien (obere Abbildung). In der unteren Abbildung ist schematisch das vom Einstrahlungsort abhängige Ausgangssignal der PMTs für zwei unterschiedliche Photonenenergien dargestellt. Prinzipiell dringen hochenergetische Photonen, sofern sie nicht zuvor durch Streuung einen Teil ihrer Energie bereits abgegeben haben, tiefer in den Kristall ein und wechselwirken in einer den PMT’s näher gelegenen Schicht mit dem Gitter. Verschiebt man in einem idealisierenden gedanklichen Experiment (Abbildung 3, obere Abbildung) eine hochenergetische, gut kollimierte Punktquelle aus der Position zentral oberhalb eines PMTs hin zu seinem Rand, so ist eine Invarianz der PMT-Ausgangsamplitude bezüglich dieser lateralen Verschiebung zu beobachten. Im Randbereich nimmt dann das PMT-Signal allerdings überproportional schnell ab. Für niederenergetische Photonen, die weiter entfernt von dem PMT in der Nähe der Eintrittsfläche mit dem Szintillationskristall wechselwirken, nimmt die Nachweisempfindlichkeit von der Mitte des PMTs zum Rand hin ab (Abbildung 3, untere Abbildung ). Hochenergetische 15 Photonen besitzen einen vom Zentrum des PMTs zum Rand hin abfallenden Signalverlauf der ortsabhängigen PMT-Ausgangsamplitude (Abbildung 3, untere Abbildung). Diese Ortsabhängigkeit des Ausgangssignals bezüglich der Wechselwirkungsorte im Kristall wird durch die Light Response Function (LRF) beschrieben. Sie ist für eine definierte Messgeometrie aus Kristalldicke und PMT-Geometrie eine stark energieabhängige Größe. Durch sie werden die Linearität und die Homogenität des gesamten Detektors beeinflusst. Verschiedene Hersteller versuchen diese nicht-lineare Charakteristik durch Optimierungen, wie z. B. einem „Digitalen Lichtleiter“ (71), zu verbessern. Die Digitalisierung der einzelnen PMTs im Detektor gestattet die Messung der integralen Lichtsumme eines Wechselwirkungsereignisses und der einzelnen PMTAusgangssignale. Dadurch kann eine energieunabhängige Onlinekorrektur der detektierten Wechselwirkungsorte im Kristall erfolgen. Gammakamerasysteme, die dieses Prinzip umsetzen, so z. B. das in der Arbeit verwendete Gerät der Modellreihe e.cam® (Fa. Siemens Medical), realisieren ein sogenanntes Ein-Energie-Konzept. Bei diesen Geräten werden durch den Hersteller die unterschiedlichen energie- und ortsabhängigen Detektionsraten im Rahmen von Simulationen bestimmt. Dadurch kann die Homogenitätskorrektur für eine andere Photonenenergie modelliert werden . Das energieabhängige Verhalten ist in Form von Konversionstabellen, sogenannte Look-upTables (LUT), im System hinterlegt. Das Tuning mit einem einzigen Nuklid, i. d. R. 99m Tc, ist bei diesen Systemen ausreichend (72). Für ältere Kamerasystemen, die nicht über eine Digitalisierung der einzelnen PMTAusgangssignale verfügen, wurde versucht, die Energieabhängigkeit der LRF durch eine optische Kompensation zu optimieren. Dazu befinden sich im Strahlengang zwischen der detektorseitigen Austrittsfläche des Kristalls und der Eintrittsebene des PMTs Masken. Diese Masken können z. B. als konzentrische Ringe ausgebildet sein und sind direkt oberhalb der einzelnen PMTs positioniert. Durch die abwechselnde optische Dichte in der Ringstruktur wird der optische Fluss der Szintillationsquanten in radialer Richtung definiert abgeschwächt. 16 Abbildung 4: Schematischer Aufbau eines klassischen Lichtleiters (obere Abbildung) und Darstellung seiner LRF (71). Seitlich einfallende Szintillationsquanten werden dabei durch die Maske nicht ausgeblendet. Außerdem kann der Sichtbereich des PMTs durch die zusätzliche Strukturierung der PMT-seitigen Oberfläche des Lichtleiters erweitert werden. Durch das konzentrische Einkerben des Lichtleiter an der Außenseite des PMTs, dem sogenannten Sculpturing (Abbildung 4), können Szintillationsquanten durch Totalreflexion an dieser Grenzfläche in den PMT reflektiert werden. Dies führt wiederum zu einer Verbreiterung der LRF. Das Ziel dieser Optimierungen ist es, ein zum Rand des PMTs hin möglichst gleichmäßig abfallendes Empfindlichkeitsprofil zu erzeugen (Abbildung 4, unten), um dadurch die Ortungsgenauigkeit des Messsystems zu erhöhen. Diese herstellerseitigen Optimierungen orientieren sich primär auf die Bildgebung mit klassischen SPECT-Nukliden wie 99mTc, 123I, 131I, 111In oder 201Tl. Hier wird die nuklidspezifische Photoemission für die Bildgebung genutzt, die lediglich ein schmales Energiefenster benötigt. Die zur Homogenitätskorrektur erforderliche Systemmatrix wird über eine nuklidspezifische Messung für das jeweils zu verwendende schmalbandige Energiefenster erstellt. Dabei ist bekannt, dass bei Gammakamerasystemen, bei denen die Homogenitätskorrektur mit einer nuklidspezifisch gemessenen Korrekturtabelle erfolgt, die Anwendung einer LUT auf die Bildgebung mit einem anderen Nuklid bereits bei Nukliden mit dicht benachbarten Photopeaks wie z. B. 99mTc (EPhoto = 144 keV) und 17 123 I (EPhoto = 159 keV) deutliche Korrekturfehler zu beobachten sind (73). Die Verwendung eines weiten Energiebereichs für die Bildgebung führt somit zu einer Verschlechterung der Systemhomogenität, da die orts- und energieabhängige Empfindlichkeit des Detektors, die durch die Homogenitätsmatrix korrigiert wird, in der spektralen Abhängigkeit nicht durch eine singuläre LUT hinreichend beschrieben wird. Alternativ könnte die Bildgebung in mehreren schmalen Energiefenstern erfolgen, die dann einzeln korrigiert werden. Allerdings ist dazu das Problem der intrinsischen Kalibrierung (Floodmessung) mit einer geeigneten Punktquelle zu lösen, die das spezifische Bremsstrahlungsspektrum mit den k -Emissionen des in diesem Setup nicht α vorhandenen Kollimators nachbildet. Die Bildgebung mit breitbandigen Emission-/Bremsstrahlungsspektren wird damit im Konzept der Homogenitätskorrektur älterer Gammakamerasystem nicht vordergründig berücksichtigt. Bei dem Bremsstrahlungsspektrum handelt es sich im Gegensatz zum Energiespektrum von Gammastrahlern, die üblicherweise in der Nuklearmedizin zur Anwendung kommen, um ein kontinuierliches Energiespektrum. Es beginnt bei der maximalen Partikelenergie des emittierten β--Partikels bis hinunter zu Energien von einigen wenigen keV. Zusätzlich beinhaltet das Spektrum die charakteristischen Peaks der k-Strahlung von Blei (74), die aus mehreren Emissionslinien der KL- bis KNÜbergänge im Bereich von 72-88 keV besteht (75). Aufgrund der theoretischen Überlegungen zur Korrektur der Inhomogenität bei Gammakameras wurde angestrebt, mit einem schmalen Energiefenster zu arbeiten. Um dennoch eine ausreichende Zählstatistik in klinisch vertretbarer Zeit zu erzielen, bietet es sich an, dafür den Bereich des Energiespektrums (s. Abbildung 3) um das Multiplet der k -Emissionen zu nutzen. Die α Nutzung dieses Peaks wurde auch von anderen Autoren im Rahmen von Simulationsstudien für eine Bremsstrahlungsbildgebung vorgeschlagen (26). Allerdings gibt es hier noch keine Publikationen zur Umsetzung einer Bildgebung, die lediglich diesen Energiebereich nutzt. 18 2.1.4 Gammakamera und Phantomgeometrie Die Untersuchungen erfolgten an einer Doppelkopf-Gammakamera (Modell: e.cam 180°®, Fa. Siemens Medical, Hoffman Estates Il, USA) mit Mittelenergie-Kollimatoren (MEGP: Lochlänge = 40,64 mm, Dicke des Septums = 1,14 mm und Lochdurchmesser = 2,94 mm). Die Gammakamera e.cam® hat einen Szintillationskristall mit einer Dicke von 3/8 Zoll. Als Messphantom kam ein mit Wasser gefüllter Zylinder (Durchmesser = 22 cm, Höhe = 19 cm) mit 5 Kugeln unterschiedlicher Durchmesser D = [28, 35, 40, 50, 60] mm zum Einsatz. Die Kugeldurchmesser wurden dabei so gewählt, dass sie einen Bereich von Tumorgrößen simulieren, wie er typischerweise bei Patienten zu beobachten ist, die einer SIRT der Leber unterzogen werden. Diese Kugeleinsätze wurden mit einer 90YLösung mit einer Aktivitätskonzentration AC1 = 14,58 MBq/cm3 gefüllt. In einem Zeitraum von 425,8 h (6,6 Halbwertszeiten des 90Y) erfolgten 30 SPECT-Untersuchungen mit einer mittleren Pause zwischen den Messungen von 14,68 h ± 6,47 h (Median = 15,17 h). Diese Messungen wurden für die Bestimmung der Abhängigkeit der rekonstruierten Impulsrate von der Aktivitätskonzentration in den Kugeln genutzt. Der Einfluss der einzelnen Rekonstruktionsverfahren auf die Bildgüte wurde anhand einer Teilmenge dieser Untersuchungen analysiert. Dabei handelte es sich um Messungen zu vier unterschiedlichen Zeitpunkten, resultierend in Aktivitätskonzentrationen von AC1 = 14,58 MBq/cm3, AC2 = 5,20 MBq/cm3, AC3 = 1,98 MBq/cm3 und AC4 = 0,66 MBq/cm3. Die Phantomgeometrie wurde in Anlehnung an die modellhaft für die SIRT angenommen fokalen Verteilungsmuster in der Leber gewählt, welche durch das Trapping des Radioembolisats im Kapillarbett der Tumoren entstehen, ohne dass eine unspezifische, nicht gebundene Hintergrundaktivität existiert. „RE leads to high tumor absorbed radiation doses, while the surrounding healthy liver tissue is spared“ (76). Die Phantomgeometrie simuliert somit die Anreicherung des Radioembolisats in einem lokal begrenzten Bereich z. B. in einem Tumor. Das umgebende Lebergewebe akkumuliert dabei kein Radioembolisat. Bedingt durch die physikalischen Eigenschaften des Embolisats kann eine freie Zirkulation im Blutkreislauf, wie dies zum Beispiel bei der Bildgebung mit 99mTc markierten Bi-Phosphonaten zur Darstellung des Knochenstoffwechsels der Fall ist, ausgeschlossen werden. Präparate von explantierten Lebern 19 zeigen, dass die Anreicherung innerhalb des therapierten Stromgebietes erfolgt, nicht aber in unabhängigen Lebersegmenten. Einzig nicht gebundenes 90Y, das sich von den Mikrosphären gelöst hat, kann hier eine unspezifische Aktivitätsverteilung im Hintergrund erzeugen. Für Mikrosphären auf Glasbasis wurde durch Erbe et al. (77) eine 90YFreisetzung von 0,02-0,13 % der applizierten Aktivität beschrieben. Die Produktinformation der SIRSpheres® gibt eine Freisetzung von 25-50 kBq je Liter Urin und GBq applizierter 90Y Sphären an (39). Infolge dieser geringen Größenordnung wurde der Signalbeitrag ungebundenen 90Y bei der Definition des Phantoms vernachlässigt. Darüber hinaus kann durch die verwendete Messgeometrie die Streustrahlungsemission aus den das Anreicherungsmuster simulierenden Kugeln in das umgebende nicht aktive “Gewebe“ dargestellt werden. Infolge des komplexen Energietransportes besteht die Möglichkeit, dass hier eine artifizielle Bildinformation bedingt durch einfach bzw. mehrfach gestreute hochenergetische Bremsstrahlungsquanten entsteht. Zur Bestimmung der Recovery-Koeffizienten erfolgten für die verwendete Kugelgeometrie zusätzliche Messungen mit Kugeln von 65 mm und 70 mm Durchmesser. Diese wurden mit einer zur AC1 adaptierten Aktivitätskonzentration von AC65mm = 14,7 MBq/cm3 und AC70mm = 14,5 MBq/cm3 gefüllt und einzeln in das beschriebene wassergefüllte Zylinderphantom eingesetzt. Infolge der Größe der Kugeln wurden sie jeweils in der Phantommitte positioniert. Der Hintergrund war inaktiv. Diese Messungen erfolgten analog zu den Messungen mit den fünf Kugeleinsätzen. 20 2.1.5 SPECT: Akquisition, Rekonstruktion, Datenauswertung Die SPECT-Aufnahmen erfolgten mit 128 Projektionen zu je 30 s (Gesamtmesszeit pro Bettposition 32 min) über 360° Rotationswinkel mit einer 128 x 128 Matrix (Pixelgröße 4,79 mm x 4,79 mm). In Anlehnung an Sarfaraz et al. (27) wurde die Energiefenster von 75,0 keV ± 3,8 keV, 135,0 keV ± 6,6 keV, 167 keV ± 8,4 keV sowie das Summenfester, das sich aus den drei einzelnen Fenstern zusammensetzte, bezüglich der Eignung für die Bremsstrahlungsbildgebung untersucht. Die schmalen Energiefenster wurden gewählt, um energieabhängige Effekte, die primär der Gammakamera zuzuordnen sind (s. a. Abschnitt 2.1.3) oder die infolge von Streustrahlung auftreten, einem möglichst eng beschriebenen Energieintervall zuzuordnen. Die Auswahl des Fensters 75,0 keV ± 3,8 keV fokussiert dabei auf die Position der Linien der kEmissionen des Bleis im Kollimator. Die Wahl dieses Fensters wurde durch Minarik et al. [22] zur Nutzung für die Bildgebung vorgeschlagen, ohne die Eignung weiter zu untersuchen. In der aktuellen Richtlinie der American Association of Physicists in Medicine (AAMP) zur Dosimetrie, Bildgebung und Qualitätssicherung bei der Durchführung der Radioembolisation von Lebertumoren mit 90Y-markierten Mikrosphären wurde ebenfalls die Bildgebung mit einem Energiefenster bei 80 keV ± 12 keV empfohlen, wobei auch hier keine Begründung erfolgte (35). Für die unterschiedlichen Energiefenster wurde die Abbildungscharakteristik des verwendeten Kollimatormodells anhand der Punktabbildungsfunktion (PSF) untersucht. Dazu wurde die systemspezifische PSF mit einer Punktquelle (Aktivität = 1,0 GBq) bestimmt. Diese wurde in einem Hohlzylinder mit einer 2 cm dicken Plexiglaswand positioniert. Diese Geometrie wurde gewählt, damit alle emittierten β--Teilchen in der Wand des Hohlzylinders wechselwirken, sich das Bremsstrahlungsspektrum aufbauen kann und keine freien β--Teilchen außerhalb des Phantoms auftreten, die z.B. mit der Gammakamera wechselwirken. Die aus der Quelle emittierten β--Partikel tragen somit vollständig zur Entstehung des Bremsstrahlungsspektrums und damit zur planaren Abbildung der Bremsstrahlungs-Punktquelle bei. Zur Bestimmung der PSF wurden 21 planare Messungen mit Quellen-Kollimator-Abständen von d = [45, 85, 125, 165, 205, 245] mm mit jeweils 10.000 Impulsen pro Projektion gemessen. Aus den experimentell bestimmten PSF’s wurde die abstandsabhängige PSF, welche ein Bestandteil der Systemmatrix der iterativen 3D-GMA-Rekonstruktion ist, modelliert (78). Es wurden die abstandsabhängigen Veränderungen in der Geometrie der PSF anhand der Halbwertsbreite (Full Width at Half Maximum - FWHM) und der Zehntelhalbwertsbreite (Full Width at Tenth Maximum - FWTM) untersucht. Zusätzlich wurde der Einfluss der einzelnen Energiefenster auf die Entstehung von Rekonstruktionsartefakten untersucht. Diese Analyse erfolgte an den rekonstruierten Tomogrammen der statistisch hochwertigsten Projektionsdaten (AC1 = 14,5 MBq/cm3) mit dem Ziel, einen Energiebereich zu identifizieren, der mit den klinisch verfügbaren Verfahren sowohl in der visuellen Bewertung als auch bezüglich des Artefaktverhaltens, z. B. von artifiziell rekonstruierten Impulsraten im inaktiven Hintergrund des Phantoms, das beste Ergebnis erzielt. Der Einfluss des Rekonstruktionsalgorithmus auf die zu erzielende Bildqualität wurde dann für dieses Energiefenster in Abhängigkeit von der Aktivitätskonzentration in den Kugeleinsätzen untersucht. Die Rekonstruktion der Bilddaten erfolgte mit der Filtered Back-Projektion (FBP) mit Rampenfilter (cutoff: Nyquist Frequenz), einem 2D-OrderedSubset-Expectation-Maximization Algorithmus (2D-OSEM (79), 8 Iterationen, 4 Subsets) und einem 3D-Geometric-Mean Algorithmus (3D-GMA (78), 6 Iterationen, 4 Subsets), welcher die Punktabbildungsfunktion des Detektorsystems berücksichtigt. Die Parametrisierung des 2D-OSEM- und des 3D-GMA-Algorithmus erfolgte in Abwägung zwischen der rekonstruierten Auflösung und dem Rauschen. Für den FBP- und den 2D-OSEM-Algorithmus wurde eine Schwächungskorrektur nach Chang et al. (80) verwendet. Der 3D-GMA beinhaltet eine konturbasierte Schwächungskorrektur, die im Vorwärtsprojektionsschritt der Rekonstruktion ausgeführt wird und einen homogenen Absorber voraussetzt. Als Schwächungskoeffizient wurde für beide Korrekturvarianten der gleiche energieabhängige Schwächungskoeffizient µ (µ75 keV = 0,18 cm-1, µ135 keV = 0,11 cm-1 und µ167 keV = 0,09 cm-1) verwendet. Das Summenfenster wurde mit einem mittleren Schwächungskoeffizienten von µsumme = 0,14 cm-1 korrigiert. Die Bestimmung der µ-Werte erfolgte experimentell für die gewählte Fenstereinstellung. Dazu wurde eine 90Y-Punktquelle in einem Wassertank in 9 unterschiedlichen 22 Wassertiefen d= [50, 56, 60, 66, 92, 126, 142, 156, 170] mm positioniert und der effektive Schwächungskoeffizient aus planaren Szintigrammen ermittelt (68). Für die Rekonstruktion der Bilddaten mit dem 3D-GMA wurden die zuvor für das jeweilige Energiefenster experimentell bestimmten PSF genutzt. Der 2D-OSEMAlgorithmus nutzte in der Rekonstruktion eine 2D-PSF, die herstellerseitig für das primäre Anwendungsgebiet des MEGP-Kollimators d. h. für die Bildgebung mit 111In markierten Radiopharmazeutika, definiert wurde. Aus den Tomogrammen des Kugelphantoms wurde mit einer Region-of-InterestAnalyse (ROI-Analyse) die mittlere rekonstruierte Impulsdichte für die einzelnen Kugeln in Abhängigkeit von der 90Y-Konzentration in den Kugeln ermittelt. Die ROI’s wurden anhand der Kontur der einzelnen Kugeln in einem CT-Scan (s. a. Seite 40, Abbildung 15A) definiert. Dies erfolgte in der Ebene, die alle fünf Kugeln zentral schneidet. Außerdem wurde mittels ROIs, die für die einzelnen Kugeln anhand der 50 %-Isokontur bezüglich des Impulsmaximums in der Kugel definiert worden, ausgewertet. Diese 50 %-ROI repräsentiert den klinisch orientierten Ansatz, bei dem die exakte Zuordnung einer Aktivitätsanreicherung zu einer anatomischen Struktur und somit die morphologisch orientierte Konturierung und ROI-Definition nicht möglich ist. Die Festlegung der ROI-Kontur erfolgt in diesem Fall allein anhand der SPECT-Schnitt-bilder. Für die Auswertung mit der CT-basierten ROI, die in der Arbeit im folgenden als 100 %-ROI bezeichnet wird, wurden die SPECT-Schnittbilddaten mit dem CT-Datensatz fusioniert. Die Impulsdichte in der CT-basierten 100 %-ROI repräsentiert den Standard für die Auswertung in dieser Arbeit. Vergleichend dazu wurde die Impulsdichte in der 50 %-ROI betrachtet. Es wurde der Kontrast der Kugeln CSphere bestimmt aus dem Mittelwert der rekonstruierten Impulsrate in der Kugel meanROI,Sphere und dem Mittelwert der rekonstruierten Impulsrate in einer Hintergrund-ROI im inaktiven Teil des Wasserphantoms meanROI, Background. CSphere = meanROI ,Sphere − meanROI ,Background meanROI ,Background (1) 23 Außerdem wurde das Rauschen im inaktiven Hintergrund des Phantoms entsprechend der folgenden Formel ermittelt: noise [%] = SDROI ,Background ⋅100% meanROI ,Background (2) Dazu wurde die Standardabweichung in der Hintergrund-ROI SDROI, Background sowie der Mittelwert der rekonstruierten Impulsrate in der ROI meanROI, Background bestimmt. Darüber hinaus wurde das Signal-to-Noise-Ratio (SNR) in der Form SNR = meanROI ,sphere − meanROI ,Background SDROI ,Background (3) berechnet. Als Maß für das SNR wurde das Verhältnis der Differenz der mittleren rekonstruierten Impulsraten in der ROI der Kugel und in der Hintergrund-ROI zur Standardabweichung in der Hintergrund-ROI definiert. Diese Berechnungen erfolgten sowohl für die 100 %-ROI als auch für die 50 %-ROI. Alle ROI-Auswertungen erfolgten mit dem Softwaretool „Osirix MD“ Version 1.3 (81). 24 2.1.6 Statistische Analyse Für die statistische Auswertung wurde das Softwarepaket R (Version 2.11.1, R Foundation for Statistical Computing, Wien, Österreich) genutzt. Deskriptive Parameter wurden als Mittelwert ± Standardabweichung sowie als Median und Interquartilabstand (IQR; 25 % - 75 % Quantile) bestimmt. Aufgrund der kleinen Untersuchungsanzahl konnte eine Normalverteilung nicht angenommen werden. In der Konsequenz wurden nicht-parametrische Tests angewendet. Die Unterschiede zwischen den Ergebnissen der einzelnen Rekonstruktionsalgorithmen wurden mittels des nicht-parametrischen Friedman-Tests für gepaarte Daten und mit dem Wilcoxon-Test mit Bonferroni-HolmAdjustierung analysiert. Der nicht-parametrische Mann-Whitney-U-Test wurde bei der Analyse von Abweichungen im Kontrast und im SNR zwischen den hohen und niedrigen Aktivitätskonzentrationen durchgeführt. Korrelationen werden durch den Korrelationskoeffizienten nach Spearman beschrieben. Die Korrelation zwischen den Werten für Kontrast und SNR sowohl für die 100 %-ROI als auch für die 50 %-ROI wurde durch eine lineare Regressionsanalyse und die Bland-Altman-Analyse (82, 83) untersucht. Alle Tests erfolgten zweiseitig bei einem Signifikanzniveau von p = 0,05. 25 3 Ergebnisse 3.1 Energieabhängigkeit des Gammakamerasystems In Abbildung 5 ist das gemessene Bremsstrahlungsspektrum in der benutzten Quellengeometrie dargestellt. Abbildung 5: Bremsstrahlungsspektrum einer 90 Y-Punktquelle in einem zylindrischen Plexiglasstreukörper mit der charakteristischen k -Emission von Blei. Das α ® Emissionsspektrum wurde mit einer e.cam mit MEGP-Kollimator gemessen und auf das Maximum der k -Emissionen normiert. α Das gemessene Energiespektrum zeigt den typischen Verlauf eines Bremsstrahlungsspektrums für eine Gammakamera mit Kollimator. Mit zunehmender Photonenenergie ist erwartungsgemäß eine abnehmende Impulsrate zu beobachten. Im Energiebereich zwischen 70 und 80 keV wird die Bremsstrahlung durch die Energielinien der k α Emission des Kollimatorbleis überlagert. Bei niedrigen Photonenenergien (EPhoton < 50 keV) ist ebenfalls eine deutliche Abnahme des detektierten Photonenflusses zu erkennen, die durch die niederenergetische Nachweisgrenze der Detektorelektronik hervorgerufen wird. Der Detektor der Gammakamera misst bis zu einer oberen 26 Grenzenergie im Bereich von 550 keV. Im Bereich zwischen 100 keV und 200 keV ist außerdem ein lokales Maximum im Bremsstrahlungsspektrum zu beobachten, dass durch Shen et al. (23) bereits beobachtet und dem Prozess der Septenpenetration zugeordnet wurde. 27 3.2 Point Spread Funktion für 90Yttrium 3.2.1 Experimentelle Bestimmung der Point Spread Funktion Die PSF der einzelnen Energiefenster wurde für die Gammakamera mit dem MEGPKollimator untersucht. Für drei Quellen-Kollimator-Abstände (45, 125, 205 mm) sind die Linienprofile durch die Punktabbildung beispielhaft für das 75 keV Energiefenster in der 1.4 Abbildung 6 dargestellt. ● 1.2 ● 1.0 ● 0.8 ● ● ● ● ● ● 0.4 0.6 ● ● ● 0.2 ● ● ● ● ● ● ● ● ● ● ● ● 0.0 ●● ● ●●●●● 10 ● ●● 20 Abbildung 6: Darstellung der ● ●● ● ● ●● ● ● 30 90 ●● ●● ● ● 40 50 60 ●●●●●●● 70 80 90 Y-Punktabbildungsfunktion des Gammakamera® detektors (Gammakamera e.cam , Siemens Medical) mit Mittelenergiekollimator. Die Messungen erfolgten im k -Energiefenster (75 keV ± 3,8 keV). Die Linienprofile für drei α Quellen-Kollimator-Abstände 45 mm, 125 mm und 205 mm sind beispielhaft zur Demonstration der Abstandsabhängigkeit dargestellt. Die Linienprofile wurden auf den Maximalwert der PSF für einen Quellen-Kollimatorabstand von d = 45 mm normiert. Für alle untersuchten Energiefenster wurden die FWHM und die FWTM des Messsystems (Detektor mit MEGP-Kollimator) aus den Linienprofilen durch die abstandsabhängige Abbildung der Punktquelle bestimmt. Die statistische Analyse ergab, dass 28 für die einzelnen Quellen-Detektor-Abstände die ermittelte FWHM keine Abhängigkeit bezüglich des zur Messung genutzten Energiebereiches besitzt (p > 0,272). Aus diesem Grund erfolgte die Untersuchung der Abstandsabhängigkeit der PSF gemittelt über alle gemessenen Energiefenster (Abbildung 7). Im untersuchten Bereich zeigte sich eine lineare Abhängigkeit der FWHM vom QuellenKollimator-Abstand, wobei abstandsabhängig verschiedene Kurvenanstiege zu beobachten sind. Oberhalb eines Quellen-Detektor-Abstandes von 250 mm zeigt sich für die FWHM eine signifikante Vergrößerung (p = 0,032) der Abstandsabhängigkeit im Vergleich zu dem für Quellen-Kollimator-Abständen von < 250 mm beobachteten Kurvenverlauf. Der Anstieg der Ausgleichsgeraden verdoppelt sich hier im Vergleich zu Abständen < 250 mm. 3D-GMA Abbildung 7: Darstellung der Halbwertsbreite und der Zehntelwertsbreite, gemessen mit einer 90 Y-Punktquelle für Quellen-Kollimator-Abstände bis zu d = 450 mm. Für alle untersuchten Energiefenster wurden die gemessenen FWHM und die FWTM-Werte infolge der statistisch nicht signifikanten Energieabhängigkeit kumuliert in einer Kurve dargestellt. Für die FWHM ist neben der linearen Ausgleichsgeraden für die Abstandsbereiche < 250 mm und > 250 mm (gepunktete Linien) zusätzlich der lineare Fit dargestellt (durchgezogene Linie), welcher zur Modellierung der Abstandsabhängigkeit der 3D-PSF für die 3D-GMA-Rekonstruktion verwendet wird. Für die FWTM des Messsystems ist bezüglich der Abstandsabhängigkeit ebenfalls kein signifikanter Unterschied zwischen den einzelnen Energiefenstern nachweisbar 29 (p >= 0,098). Im Gegensatz zur FWHM zeigt sich über den gesamten Untersuchungsbereich eine durchgängig lineare Abhängigkeit der FWTM vom Quellen-KollimatorAbstand. Die abstandsabhängige FWHM der 90Y-PSF der MEGP-Kollimatoren wurde im Abstandsbereich d <= 250 mm zu: FWHMall keV [mm] = 8,20 mm + 0,065 * d [mm] ( 4 ), und im Bereich d > 250 mm zu FWHMall keV [mm] = -10,45 mm + 0,133 * d [mm] (5) bestimmt. Die abstandsabhängige FWTM der 90Y-PSF der MEGP-Kollimatoren wurde zu: FWTM all keV [mm] = 11,41 mm + 0,146 * d [mm] (6) bestimmt. 30 3.2.2 Modellierung der 90Yttrium – Point Spread Funktion für die 3D-GMARekonstruktion Bei dem 3D-GMA-Algorithmus (Respect®, Ver. 2.5, Fa. Scivis, Göttingen Deutschland) bestand die Möglichkeit eine energie- und kollimator-spezifische 3D-PSF zu nutzen. Die experimentell ermittelte Abstandsabhängigkeit der FWHM wurde für die in der Arbeit genutzten Rekonstruktionen in der Systemmatrix des 3D-GMA-Algorithmus berücksichtigt. Die Parametrisierung erfolgte durch eine analytische Beschreibung der Abstandsabhängigkeit der Halbwertsbreite über eine Geradengleichung. Die 3D-PSF wird im Rekonstruktionsalgorithmus als rotationssymmetrisch auf die Projektionsebene abgebildete Gauss-Funktion angenommen. Da die Implementierung des 3D-GMA die Modellierung der Abstandsabhängigkeit nur über eine Geradengleichung für alle Quellen-Kollimator-Abstände zulässt, erfolgt die Anpassung der Messwerte durch eine lineare Ausgleichsgerade FWHM3D-GMA über den gesamten untersuchten Abstandsbereich (s. a. Abbildung 7). Die im 3D-GMA angewendete Abstandsabhängigkeit der PSF wurde zu: FWHM 3D-GMA [mm] = 3,45 mm + 0,093 * d [mm] (7) bestimmt. Außerdem wurde untersucht, ob die Form der PSF und insbesondere die seitlich auslaufenden Anteile der Punktabbildung durch diese Gauss-Verteilung wiedergegeben werden können. Dazu wurden die Abweichung einer berechneten PSF auf der Basis einer Gauss-Verteilung, mit einer nach Gleichung (7) definierten FWHM, von dem zugehörigen gemessenen Linienprofile (s. Abbildung 6) ermittelt. Die Auswertung erfolgte über die Bildung der Differenz zwischen dem experimentell ermittelten Wert der FWTM und dem berechneten Wert der FWTM (Abbildung 8 A). Zusätzlich wurde die relative Abweichung bezüglich des gemessenen Wertes der FWTM ermittelt (Abbildung 8 B). 31 (FWTM gemessen - FWTM fit) / FWTM gemessen [%] 8 FWTM gemessen - FWTM fit [mm] 6 4 2 0 -2 -4 -6 -8 -10 A -12 -14 0 200 400 Abstand Quelle-Kollimator [mm] 20 0 -20 B 0 200 400 Abstand Quelle-Kollimator [mm] Abbildung 8: (A) Abstandsabhängige Abweichung der berechneten FWTM der modellhaft im 3D-GMA abgebildeten 3D-PSF von der FWTM der experimentell bestimmten 90 Y-PSF. (B) Darstellung der prozentualen Abweichung der berechneten FWTM von der gemessenen FWTM. In beiden Abbildungen sind die Werte für die drei untersuchten Energiefenster dargestellt. Die FWTM der über eine Gaus-Verteilung modellierten 3D-PSF weicht dabei von der gemessenen FWTM der 90Y-Punktquelle ab. Für kleine Quellen-Kollimator-Abstände wird die berechnete FWMT im Vergleich zur Messung um bis zu 20 % zu klein (Abbildung 8 B) bestimmt, während sie für Abstände > 300 mm um ca. 15 % zu groß ist. Die Modellierung des Empfindlichkeitsprofils der Punktquelle über eine GaussVerteilung führt damit bei kleinen Abständen zu einer Unterschätzung und für große Abstände zu einer Überschätzung der Strahlungsanteile, die unter größeren Einfallswinkeln detektiert werden. 32 3.3 SPECT-Rekonstruktion 3.3.1 Auswahl des Energiefensters Transversale Schnitte wurden für jedes gemessene Energiefenster (75,0 keV ± 3,8 keV, 135,0 keV ± 6,8 keV und 167,0 keV ± 8,4 keV) sowie für das Summenfenster mittels der FBP (Abbildung 9), dem 2D-OSEM-Algorithmus (Abbildung 10) und dem 3D-GMAAlgorithmus (Abbildung 11) rekonstruiert. In einem transaxialen Schnitt durch die Mittelebene der Kugeln wurden die rekonstruierte Impulsdichte im Hintergrund sowie der Kontrast der größten Kugel bezüglich des inaktiven Hintergrundes bestimmt. Dabei zeigte sich in der visuellen Bewertung der mittels FBP rekonstruierten Bilder in allen Energiefenstern ein starkes Rauschen und streifige zum Rand hin sternartig verlaufende Artefakte. Abbildung 9: Darstellung der mit FBP rekonstruierten transaxialen Schnitte für die untersuchten Energiefenster (Fensterbreite jeweils 10 %, oben links 75 keV, oben rechts 135 keV, unten links 167 keV, unten rechts Summenfenster). Die Messung 3 erfolgte bei der höchsten Aktivitätskonzentration (AK = 14,58 MBq/cm ). Die Schnittführung erfolgte durch die Mittelebene der aktiven Kugeln. Jede Rekonstruktion wurde bezüglich des individuellen Maximalwertes skaliert. 33 Abbildung 10: Darstellung der mit 2D-OSEM rekonstruierten transaxialen Schnitte für die einzelnen untersuchten Energiefenster (Fensterbreite jeweils 10 %, oben links 75 keV, oben rechts 135 keV, unten links 167 keV, unten rechts Summenfenster). Die 3 Messung erfolgte bei der höchsten Aktivitätskonzentration (AK = 14,58 MBq/cm ). Die Schnittführung erfolgte durch die Mittelebene der aktiven Kugeln. Jede Rekonstruktion wurde bezüglich des individuellen Maximalwertes skaliert. Abbildung 11: Darstellung der mit dem 3D-GMA rekonstruierten transaxialen Schnitte für die einzelnen untersuchten Energiefenster (Fensterbreite jeweils 10 %, oben links 75 keV, oben rechts 135 keV, unten links 167 keV, unten rechts Summenfenster). Die 3 Messung erfolgte bei der höchsten Aktivitätskonzentration (AK = 14,58 MBq/cm ). Die Schnittführung erfolgte durch die Mittelebene der aktiven Kugeln. Jede Rekonstruktion wurde bezüglich des individuellen Maximalwertes skaliert. Vergleichend dazu zeigen die mit dem 2D-OSEM rekonstruierten Bilder in der visuellen Bewertung ein geringeres Bildrauschen (Abbildung 10). In den Rekonstruktionen der SPECT-Aufnahmen werden in allen Energiefenstern im nicht mit Aktivität gefüllten 34 Phantombereich zwischen den Kugeln und außerhalb des Phantoms in dem durch die nicht-zirkuläre Detektorbahn eingegrenzten Bereich Ereignisse rekonstruiert. Besonders ausgeprägt ist dieser Effekt in den Energiefenstern 135 keV ± 6,8 keV (Abbildung 10, oben rechts) und 167 keV ± 8,4 keV (Abbildung 10, unten links). In diesen Energiefenstern erscheinen die Kugeln in den rekonstruierten Schnitten im Vergleich zum Energiefenstern bei 75 keV ± 3,8 keV (Abbildung 10, oben links) sowie zum Summenfenster (Abbildung 10, unten rechts) unschärfer und mit einer höheren rekonstruierten Impulsrate im inaktiven Phantomhintergrund (s. a. Abbildung 13). Außerdem ist zu beobachten, dass entlang der das Gesichtsfeld begrenzenden Detektorbahn/-trajektorie fehlerhaft eine Impulsrate rekonstruiert wird. Die 3D-GMA-Rekonstruktion zeigte in allen Energiefenstern ein geringes Bildrauschen und eine gute Abgrenzbarkeit der 90Y-gefüllten Kugeln (Abbildung 11). Wie bei der 2DOSEM-Rekonstruktion erfolgt die Rekonstruktion einer Impulsrate im eigentlich inaktiven Hintergrund des Phantoms. Die bildliche Darstellung einer Aktivitätsverteilung beschränkte sich aber im Vergleich zum 2D-OSEM allein auf die Phantomgeometrie (Zylinderphantom mit Kugeleinsätzen). Die Darstellung einer artifiziellen rekonstruierten Impulsrate in der das Phantom umgebenden Luft oder auch die deutliche Rekonstruktion einer Impulsrate entlang der Detektorbahn, wie beim 2D-OSEM (Abbildung 10), war nicht zu beobachten. Die Größenordnung der artifiziell im inaktiven Hintergrund rekonstruierten mittleren Impulsrate und ihr Einfluss auf den Kontrast wurde für die einzelnen Energiefenster analysiert. Der Kontrast wurde in der Phantomgeometrie mit den fünf Kugeleinsätzen für die größte Kugel (Nr. 5, d = 60 mm) exemplarisch bestimmt. Die Auswertung erfolgte auch hier in einem zentralen transaxialen Schnitt durch die Kugelebene im Phantom. Die Hintergrund-ROI und die Kugel-ROI hatten den Durchmesser der Kugel (CTorientierte ROI). Die Hintergrund-ROI wurden in der Mitte des Phantoms positioniert. Außerdem wurde außerhalb des Phantoms im rekonstruierten FOV der Gammakamera ein ROI gelegt, um die in diesem Bereich rekonstruierte Impulsrate zu ermitteln (Abbildung 12). Zur Auswertung wurden die rekonstruierten Impulsraten im 35 Phantomhintergrund und im Außenbereich des Phantoms auf die rekonstruierte Impulsrate der Kugel Nr. 5 normiert. Abbildung 12: Darstellung der ROIs zur Auswertung des Einflusses der artifiziell rekonstruierten Impulsrate im Hintergrund (BKG), im Bereich außerhalb des Phantoms (extrakorporales ROI – E). Die Normierung der Ergebnisse erfolgte bezüglich der mittleren Impulsrate in der ROI der größten Kugel (K). Die FBP- und die 3D-GMA-Rekonstruktion zeigten für die einzelnen Energiefenster keinen signifikanten Unterschied bezüglich der rekonstruierten Impulsrate im Hintergrund-ROI. Die FBP-rekonstruierten Schnitte zeigten in allen Energiefenstern eine im Vergleich zu den anderen Rekonstruktionsverfahren sehr hohe Standardabweichung. Die mittlere rekonstruierte Impulsdichte im Hintergrund der 2D-OSEMRekonstruktion der Energiefenster bei 135 keV sowie bei 167 keV ist im Vergleich zur mittleren rekonstruierten Impulsdichte im 75 keV-Fenster sowie im Vergleich zum Summenfenster signifikant vergrößert (p ≥ 0,0001). Außerdem unterscheidet sich für die 2D-OSEM-Rekonstruktion die mittlere Impulsdichte im Hintergrund-ROI der Messung im 75 keV-Fenster nicht signifikant (p > 0,05) von der mittleren rekonstruierten Impulsdichte der Messung im Summenfenster (Abbildung 13, links). Die 3D-GMARekonstruktion zeigte im Vergleich zur 2D-OSEM-Rekonstruktion im Summenfenster eine signifikant geringere (p < 0,001) mittlere rekonstruierte Impulsrate in der Hintergrund-ROI. Für die 2D-OSEM-Rekonstruktion erscheint die mittlere rekonstruierte Impulsdichte in der Hintergrund-ROI des Summenfensters im Vergleich zum 75 keVFenster erhöht. Diese Differenz ist allerdings statistisch nicht signifikant (p = 0,081). 36 Abbildung 13: Darstellung der durch die einzelnen Rekonstruktionsverfahren in der Hintergrund ROI (links) und in der extrakorporalen ROI (rechts) rekonstruierten Impulsdichte. Die Darstellung erfolgte für die einzelnen gemessenen Energiefenster. Die rekonstruierte Impulsrate in den ROIs wurde bezüglich der rekonstruierten Impulsrate im ROI der Kugel mit d = 60 mm normiert. Außerdem waren für den 2D-OSEM und den 3D-GMA in der ROI außerhalb des Phantoms eine Zunahme der artifiziell rekonstruierten Impulsrate für die Energiefenster bei 135 keV (2D-OSEM: p < 0,001, 3D-GMA: p > 0,05) und bei 167 keV (2D-OSEM: p < 0,001, 3D-GMA: p= 0,004) im Vergleich zum Energiefenster bei 75 keV zu beobachten (Abbildung 13, rechts). Für die FBP ist dieser Trend auch zu beobachten. Infolge der stark zunehmenden Streuung der Messwerte ist dieser Anstieg aber nicht signifikant. Im Summenfenster ist für die beiden iterativen Verfahren eine Verringerung der extrakorporal rekonstruierten Impulsrate gegenüber der beiden höherenergetischen Einzelfenster bei 135 keV und bei 167 keV zu beobachten. Im Vergleich zum 75 keV-Fenster ist die rekonstruierte Impulsrate sowohl für den 2D-OSEM (p < 0,001) als auch den 3D-GMA (p < 0,04) signifikant erhöht. 37 Abbildung 14: Darstellung des Kontrasts der größten Kugel (Kugel # 5, d=60 mm, AC1 3 = 14,58 MBq/cm ) bezüglich der Hintergrund-ROI in der Phantommitte für die untersuchten Energiefenster. Die Auswertung des Kontrasts für die Kugel # 5 (d = 60 mm) bezüglich der HintergrundROIs (Abbildung 14) ergab für die FBP und die 3D-GMA keinen signifikanten Unterschied zwischen den einzelnen Energiefenstern (p > 0,05). Die 2D-OSEM-Rekonstruktion zeigte im Vergleich zum 75 keV-Fenster sowie zum Summenfenster eine Abnahme des Kontrastes für das 135 keV- und 167 keV-Fenster (p ≤ 0,04). Dieses Ergebnis korreliert mit der (Abbildung 13, links) beobachteten Energieabhängigkeit der durch die einzelnen Verfahren im Hintergrund rekonstruierten Impulsrate. Die Auswahl des für die weiteren Untersuchungen genutzten Energiefensters erfolgte in Abwägung der zuvor beschriebenen Analyse der rekonstruierten Impulsrate im Hintergrund und anhand der Abbildung des Bereiches außerhalb des Phantoms. Dazu wurde folgendes berücksichtigt: 38 - Die 2D-OSEM zeigte in der Rekonstruktion des 135 keV- und des 167 keVFensters für die größte Kugel einen reduzierten Kontrast bezüglich der im Phantomhintergrund rekonstruierten Impulsrate. - Die mit dem 3D-GMA-Algorithmus rekonstruierten Daten zeigten für die im Hintergrund-ROI bestimmte Impulsrate keine Energieabhängigkeit. - Der 2D-OSEM-Algorithmus und der 3D-GMA rekonstruierten für die HintergrundROI im 75 keV-Fenster und im Summenfenster eine vergleichbare Impulsrate. Wobei für das Summenfenster die durch den 2D-OSEM rekonstruierte Impulsrate tendenziell erhöht erscheint. - In den 2D-OSEM- und den 3D-GMA-Rekonstruktionen des 75 keV-Fensters waren im Außenbereich des Phantoms die geringsten rekonstruierten Impulsraten nachweisbar. - Die FBP-Rekonstruktionen zeigte in der Hintergrund-ROI keine energieabhängige Impulsrate. In der ROI im Außenbereich wurde im 135-keV und im 167keV-Fenster tendenziell ein Anstieg der artifiziell rekonstruierten Impulsrate beobachtet. Infolge der sehr starken Streuung der Impulsrate in den analysierten ROIs konnten für die einzelnen Energiefenster keine signifikanten Unterschiede festgestellt werden. Die FBP zeigte bereits mit einer im Vergleich zur klinischen Anwendung hohen Aktivitätskonzentration in den Kugeln in allen untersuchten Energiefenstern eine schlechte Bildqualität und trug damit nicht zur Auswahl des Energiefenster bei. In Abwägung zwischen einer möglichst geringen rekonstruierten Impulsrate in der Hintergrund-ROI, einer minimierten Impulsrate im Außenbereich des Phantoms sowie eines im Vergleich der Energiefenster optimierten Kontrasts wurde das Energiefenster bei 75,0 ± 3,8 keV als Optimum gewählt. Die nachfolgende Untersuchung des Einflusses unterschiedlicher Aktivitätskonzentrationen auf die rekonstruierte Bildqualität erfolgte aus diesen Gründen nur für die in diesem Fenster gemessenen Projektionsdaten. 39 3.3.2 Abhängigkeit von der Aktivitätskonzentration Die Ergebnisse der 2D-OSEM-Rekonstruktion sind exemplarisch für zwei ausgewählte Aktivitätskonzentrationen (Abbildung 15 B und Abbildung 15 C) inklusive des korrespondierenden CT-Schnitts (Abbildung 15 A) dargestellt. B A C 1 Abbildung 15: CT-Schnitt mit eingezeichnetem ROI-Template (A) und SPECT-Schnittbilder (B, C) der mit 90 Y gefüllten Kugeln für unterschiedliche Aktivitätskonzentra- tionen. Die dargestellten SPECT-Schnittbilder wurden mit dem 2D-OSEM für eine 3 Messung mit einer niedrigen Aktivitätskonzentration (B: AC4 = 0,66 MBq/cm ) und für 3 eine Messung mit einer hohen Aktivitätskonzentration (C: AC1 = 14,58 MBq/cm ) rekonstruiert. Die Bilder sind jeweils auf das individuelle Maximum skaliert. Bei einem visuellen Vergleich der SPECT-Schnitte mit dem korrespondierenden CTSchnitt (Abbildung 15 A) zeigte sich eine gute Übereinstimmung der rekonstruierten Aktivitätsverteilung mit der Phantomgeometrie. Die CT- und die SPECT-Aufnahmen 1 Die Darstellung des CT-Schnittes erfolgte nur mit dem ROI-Template, da die Wände der Kugeln (Wandstärke = 0,5 mm) in dem wassergefüllten Phantom für die drucktechnische Reproduktion nicht hinreichend gut aufgelöst wurden. 40 erfolgten an verschiedenen, räumlich getrennten Geräten (68). Die Fusion der Bilddaten erfolgte durch eine manuelle rigide Registrierung. A B C Abbildung 16: Vergleich der verwendeten Rekonstruktionsverfahren anhand von transaxialen Schnitten durch die mit 90 Y gefüllten Kugeln für zwei Aktivitäts- konzentrationen. Die Rekonstruktion erfolgte mit FBP (A), 2D-OSEM (B) und 3D-GMA (C). Die Schnitte in der rechten Spalte wurden aus den Daten der high count-Messung 3 (AC1 =14,58 MBq/cm ) und die Schnitte in der linken Spalte aus einer low count3 Messung (AC4 = 0,66 MBq/cm ) rekonstruiert. Alle Bilder sind auf das jeweilige Maximum normiert. Die Bildüberlagerung der mit FBP, 2D-OSEM und 3D-GMA rekonstruierten SPECTAufnahme zeigten in der high-count-Situation eine gute Korrelation der transaxialen SPECT-Schnitte mit dem korrespondierenden CT-Datensatz bezüglich der Kugelposition und der Kugelgröße. Die visuelle Beurteilung der Aktivitätsverteilung ergab, dass in den mittels FBP rekonstruierten low-count-Untersuchungen die Kugel mit D = 28 mm nicht erkennbar ist (Abbildung 16, linke Spalte, oben) und die Kugeln mit D = 35 41 mm sowie 45 mm nur durch einen Vergleich mit dem CT-Template identifiziert werden konnten. Damit entfiel für die FBP die Möglichkeit zur autonomen Definition einer anreicherungsbezogenen ROI für die Kugeln mit Durchmessern d ≤ 40 mm (Kugeln # 1 bis # 3, s. a. Abbildung 16). Bei den iterativen Rekonstruktionen (2D-OSEM und 3DGMA) sind die kleinen Kugeln auch bei der geringen Aktivitätskonzentration deutlich erkennbar. Die kleinste Kugel D = 28 mm ist durch eine geometrische Verzeichnung gekennzeichnet, die vermutlich von der benachbarten größten Kugel infolge eines Normierungsartefakts hervorgerufen wurde. Beim 2D-OSEM (Abbildung 16, linke Spalte, Mitte) ist diese Verzeichnung deutlicher ausgeprägt als beim 3D-GMA (Abbildung 16, linke Spalte, unten). Zunehmendes Bildrauschen und eine Abnahme der Bildqualität ist bei allen Rekonstruktionsverfahren mit einer abnehmenden Aktivitätskonzentration in den Kugeln zu beobachten (Abbildung 16, linke Spalte), wobei Art und rekonstruierte Impulsrate [count / 30 s] Umfang unterschiedlich stark ausgeprägt sind. Abbildung 17: Mittlere rekonstruierte Impulsrate (2D-OSEM-Rekonstruktion) für die einzelnen Kugeln S1 bis S5 (Durchmesser: DS1 = 28 mm, DS2 = 35 mm, DS3 = 40 mm, DS4 = 50 mm, DS5 = 60 mm) in Abhängigkeit von der tatsächlichen Aktivitätskonzentration im Phantom. Angegeben sind außerdem die Gleichungen der linearen Regressionen für die einzelnen Kugeln. Aufgrund des großen Dynamikumfangs erfolgte die Darstellung in einer doppelt logarithmischen Skalierung. 42 Mittels der im CT-Datensatz generierten ROIs wurde für die einzelnen Kugeln die mittlere Impulsrate in Abhängigkeit von der Aktivitätskonzentration bestimmt. Dabei zeigte sich individuell für jede Kugel ein linearer Zusammenhang zwischen der rekonstruierten Impulsrate und der Aktivitätskonzentration bei ansonsten im Phantom konstanten Absorber- und Streustrahlungsverhältnissen (Abbildung 17). Für alle Kugeln war eine Korrelation nach Spearman (Signifikanzniveau p = 0,01, zweiseitig) nachweisbar (S1: rho = 0,996, p < 0,0001; S2: rho = 0,992, p < 0,0001; S3: rho = 0,999, p < 0,0001; S4: rho = 0,997, p < 0,0001; S5: rho = 0,988, p < 0,0001). Anhand der Patientendaten, die im Rahmen der SIRT erhoben wurden, ist abzuleiten, dass die Aktivitätskonzentrationen zwischen 0,66 MBq/cm3 und 1,98 MBq/cm3 einer im Rahmen der SIRT typischerweise zu beobachtenden Zählstatistik entsprechen. Abbildung 18: Recovery Koeffizienten für die 2D-OSEM- und die 3D-GMA-Rekonstruktion in Abhängigkeit vom Kugelvolumen. Die relative Normierung erfolgte für den einzelnen Rekonstruktionsalgorithmus bezüglich einer Kugel mit d = 70 mm. Die gefitteten Geraden (Aktivitätskonzentration vs. rekonstruierte Impulsrate) sind für die einzelnen Kugeln gegeneinander parallel verschoben. Aufgrund des RecoveryEffektes ist bei einer konstanten Aktivitätskonzentration für Kugeln mit einem Durchmesser von kleiner 60 mm (Volumen = 113,1 ml) mit abnehmendem Kugel-durchmesser eine Abnahme der rekonstruierten Impulsrate zu beobachten (Abbildung 18). Dieses Verhalten wird im gesamten untersuchten Aktivitätsbereich festgestellt. 43 3.3.3 Kontrast Für alle untersuchten Rekonstruktionsverfahren wurde eine Korrelation (Abbildung 19) zwischen dem Kontrast der Kugel und dem Kugeldurchmesser bestimmt (FBP: rho = 0,73, p = 0,0003; 2D-OSEM: rho = 0,856, p < 10-4; 3D-GMA: rho = 0,915, p < 10-4). Die Aufteilung der Daten in Untersuchungen, die mit einer hohen und einer niedrigen Zählstatistik durchgeführt wurden, zeigte eine signifikante Variation des Kontrastes zwischen den einzelnen Algorithmen (Abbildung 20 A und B). Die FBP liefert im Vergleich zur 2D-OSEM und zum 3D-GMA den signifikant niedrigsten Kontrast sowohl in den Untersuchungen mit hoher Impulsrate (p = 0,006) als auch bei den Untersuchungen mit niedriger Impulsrate (p = 0,006). Bei den Messungen mit hoher Impulsrate ist der 2D-OSEM dem 3D-GMA überlegen und liefert den höheren Kontrast (p = 0,006), während in den Messungen mit niedriger Impulsrate kein signifikanter Unterschied zwischen den beiden iterativen Verfahren nachweisbar war (p = 0,77). Abbildung 19: Darstellung des Kontrasts in Abhängigkeit vom Kugeldurchmesser. Die Bestimmung erfolgte mittels des CT-basierten 100 %-ROI-Templates. Dargestellt sind die Ergebnisse für die vier untersuchten Aktivitätskonzentrationen. 44 Abbildung 20: Mittlerer Kontrast für alle Kugeln in den Messungen mit hoher Zählstatistik (rechts) und geringer Zählstatistik (links) für die Auswertung mit einer 100 %-ROI. Die Darstellung erfolgt für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren im Boxplot mit 25 %- / 75 %-Quantile und ± 2 SD. Die einzelnen Rekonstruktionsalgorithmen zeigten im Vergleich der Messungen mit hoher und mit niedriger Impulsrate (Abbildung 21) im individuellen Vergleich keinen signifikanten Unterschied (p >> 0,05) bezüglich des Kontrasts. Abbildung 21: Mittlerer Kontrast über alle Kugeln für die Messungen mit hoher und mit niedriger Zählstatistik (100 %-ROI Ansatz) sowie die Signifikanz der Differenzen zwischen den beiden Messbedingungen. Die Darstellung erfolgt für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren im Boxplot mit 25 %- / 75 %-Quantile und ± 2 SD. 45 Abbildung 22: (A) Darstellung des Kugelkontrasts im Scatterplot. Die Bestimmung erfolgte mit einem 100 %-ROI- und einem 50 %-ROI-Ansatz für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren sowie (B) Darstellung der zugehörigen Bland-Altman-Plots für die Rekonstruktionsverfahren. Im Bland-Altman-Plot sind die mittlere Differenz der beiden Messmethoden (durchgezogene gerade Linie) für die Kontrastbestimmung und die Bland-Altman-Limits (± 2 Standardabweichungen, gestrichelte Linien) dargestellt. Die gepunktete Gerade stellt die Identität dar (Differenz der Messwerte = 0) Bei den untersuchten Rekonstruktionsalgorithmen wurde für die mittels einer 100 %ROI und einer 50 %-ROI bestimmten Kontraste eine lineare Korrelation beobachtet (Abbildung 22 A; FBP: rho = 0,886, p < 10-4; 2D-OSEM: rho = 0,709, p < 0,00047; 3DGMA: rho = 0,848, p < 10-4). Der mit der 50 %-ROI ermittelte Kontrast wurde im Vergleich zur 100 %-ROI höher bestimmt. Methodisch bedingt integriert die 50 %-ROI nur über die höheren rekonstruierten Impulsraten in der Kugelmitte, während die CTorientierte 100 %-ROI zusätzlich auch über die Randbereiche der Kugelabbildung integriert, in denen die Impulsrate geringer ist. Dies wird auch durch die Bland-Altman46 Analyse für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren bestätigt. Für die untersuchten Rekonstruktionsverfahren ist die mittlere Differenz zwischen den Kontrasten, die mit einer 50 % ROI und mit einer 100 %-ROI ermittelt wurden, jeweils positiv (s. a. Abbildung 22 B, durchgezogene Linie). Die Differenzen der Kontrastwerte, die mit den beiden ROI-Ansätzen bestimmt wurden, streuen dabei innerhalb der Bland-AltmanLimits (± 2 Standardabweichungen) um die mittlere Differenz. Diese Streuung ist unabhängig von der Höhe des Kontrasts. Dadurch bestätigt der Bland-Altman-Plot die im Scatterplot (Abbildung 22 A) vermutete Hypothese, dass Kontraste, die mit den verschiedenen ROI-Ansätzen bestimmt wurden, sich bezüglich der sie beeinträchtigenden Parameter (z. B. Aktivitätsvariationen) identisch verhalten und der Kontrast durch eine 50 %-ROI prinzipiell höher bestimmt wird. 47 3.3.4 Hintergrundrauschen Für alle einzelnen untersuchten Rekonstruktionsalgorithmen ist mit abnehmender Aktivitätskonzentration eine Zunahme des auf die mittlere rekonstruierte Impulsrate in der Hintergrund-ROI normierten Rauschens nachweisbar (Tabelle 2). Für die FBP wird für jede Aktivitätskonzentration das höchste prozentuale Rauschen beobachtet. Der prozentuale Rauschanteil, der bezüglich der mittleren rekonstruierten Impulsrate in der Hintergrund-ROI berechnet wurde, steigt bei niedrigen Aktivitätskonzentrationen für die FBP bis auf 8,0 % an. Im Vergleich dazu steigt das Rauschen in der Hintergrund-ROI beim 2D-OSEM auf 4,7 % und beim 3D-GMA auf 2,2 % an. Bei den iterativen Algorithmen ist somit ein deutlich geringeres Rauschen in der Hintergrund-ROI zu beobachten. Tabelle 2: Darstellung des relativen Rauschens im inaktiven Hintergrund des Phantoms für die untersuchten Rekonstruktionsverfahren und Aktivitätskonzentrationen in den Kugeln. Aktivitätskonzentration Rauschen im Hintergrund [%] [MBq*cm-3] FBP 2D-OSEM 3D-GMA 14,58 4,1 1,1 1,3 5,16 4,8 1,0 1,2 1,98 7,2 2,4 1,4 0,66 8,0 4,7 2,2 Dabei zeigte das Rauschen bei der 3D-GMA im Vergleich zum 2D-OSEM mit abnehmender Aktivitätskonzentration eine deutlich geringere Zunahme. Der 3D-GMA weist im Vergleich über den gesamten untersuchten Bereich ein niedriges Hintergrundrauschen auf. Insbesondere im Bereich der klinisch vergleichbaren niedrigen Aktivitätskonzentrationen zeigt er das geringste Bildrauschen. 48 3.3.5 Signal-zu-Rausch-Verhältnis Für das SNR wurde bei allen untersuchten Rekonstruktionsverfahren eine Korrelation (Abbildung 23) mit dem Kugeldurchmesser nachgewiesen (FBP: rho = 0,65, p = 0,002; 2D-OSEM: rho = 0,392, p = 0,087; 3D-GMA: rho = 0,834, p < 10-4). Abbildung 23: Darstellung des SNR in Abhängigkeit vom Kugeldurchmesser. Die Bestimmung erfolgte mittels der CT-basierten 100%-ROI Auswertung. Dargestellt sind die Ergebnisse für die vier untersuchten Aktivitätskonzentrationen. Nach Klassifizierung der Messungen in Untersuchungen, die mit einer hohen (AC = 14,58 MBq/cm3 und 5,16 MBq/cm3) und mit einer niedrigen (AC = 1,98 MBq/cm3 und 0,66 MBq/cm3) Zählstatistik durchgeführt wurden, zeigten sich signifikante Unterschiede zwischen den einzelnen Verfahren bezüglich des SNR. Im Vergleich zum 2DOSEM und zum 3D-GMA lieferte die FBP (Abbildung 24) das signifikant niedrigste SNR sowohl für die Messungen mit einer hohen Zählstatistik (2D-OSEM: p = 0,006, 3D-GMA: p = 0,006) als auch für die Messungen mit niedriger Zählstatistik (2D-OSEM: p = 0,006, 3D-GMA: p = 0,006). In den mittels FBP rekonstruierten Bildern verschlechtert sich das SNR signifikant (p = 0,0021) bei abnehmender Aktivitätskonzentration (Abbildung 25 und Tabelle 3). Ein ähnliches Verhalten ist beim 2D-OSEM-Algorithmus zu beobachten. 49 Hier verringert sich das SNR signifikant mit abnehmender Aktivitätskonzentration (p = 0,0004). Mit Verringerung der Aktivitätskonzentration in den Kugeln von der high-countzur low-count-Bedingung um den Faktor 9 reduziert sich für beide Rekonstruktionsverfahren erwartungsgemäß das SNR um den Faktor √9. Gegensätzlich dazu verhält sich der 3D-GMA. Das Verfahren liefert ein nahezu invariantes SNR für die untersuchten Aktivitätskonzentrationen. Das SNR nimmt von der high-count zur low-countBedingung lediglich um ca. 30 % ab (Tabelle 3). Der 3D-GMA liefert über den gesamten untersuchten Aktivitätsbereich mit das geringste Rauschen (s. a. Tabelle 2). Dieses Verhalten reflektiert sich auch im SNR, welches bezüglich der Hintergrund-ROI definiert wurde. Im Vergleich zur 3D-GMA, liefert der 2D-OSEM allerdings ein signifikant besseres SNR für die hohen Zählstatistiken (p = 0,006). Abbildung 24: Darstellung des SNR, gemittelt über alle Kugeln in den Messungen mit hoher Zählstatistik (rechts) und niedriger Zählstatistik (links) für die Auswertung mit einer 100 %-ROI. Die Darstellung erfolgt für die unterschiedlichen Rekonstruktionsverfahren im Boxplot mit 25 %- / 75 %-Quantile und ± 2 SD. 50 Tabelle 3: Mittleres SNR der untersuchten Kugeln bei Messungen mit niedriger und mit hoher Zählstatistik † (100 %-ROI Auswertung) sowie die Signifikanz des Unterschiedes im SNR zwischen den beiden Messbedingungen. Verfahren niedrige Zählstatistik* hohe Zählstatistik* p† FBP 12,00 ± 9,87 32,66 ± 19,38 0,0021 (7,57; 6,22 – 12,66) (29,45; 19,09 – 39,61) 70,84 ± 36,93 216,76 ± 72,87 (69,17; 42,54 – 78,54) (193,28; 160,18 – 272,64) 108,29 ± 41,61 144,13 ± 61,18 2D-OSEM 3D-GMA (102,77; 83,38 – 139,90) (137,43; 118,85 – 180,15) < 10-4 n. s. (p = 0,19) * Mittelwert ± Standardabweichung, (Median; 25 % - 75 % Quantile) † Signifikanz der Abweichung im SNR zwischen hoher und niedriger Zählstatistik Abbildung 25: Mittleres SNR über alle Kugeln für die Messungen mit hoher und mit niedriger Zählstatistik (100 %-ROI-Ansatz) und die Signifikanz der Abweichung zwischen den beiden Messbedingungen. Die Darstellung erfolgt im Boxplot mit 25 %- / 75 %-Quantile sowie ± 2 SD für die unterschiedlichen Rekonstruktionsverfahren. Bei einer niedrigen Zählstatistik ist dagegen der 3D-GMA überlegen und liefert ein signifikant besseres SNR im Vergleich zum 2D-OSEM (p = 0,006, Abbildung 24 und 51 Tabelle 3). Dieses ist darauf zurückzuführen, dass sich beim 3D-GMA das SNR mit abnehmender Aktivitätskonzentration im Phantom nicht signifikant (p = 0,19, Abbildung 25) verringert. Im Mittel ist eine Abnahme von lediglich 30 % festzustellen (Tabelle 3). Abbildung 26: (A) Darstellung des SNR für die beiden ROI-Varianten (100 %-ROI und 50 %-ROI) für die verschiedenen Rekonstruktionsverfahren sowie (B) Darstellung der zugehörigen Bland-Altman-Plots. Im Bland-Altman-Plot sind die mittlere Differenz der beiden Messmethoden (durchgezogene gerade Linie) für die SNR-Bestimmung und die Bland-Altman-Limits (± 2 Standardabweichungen, gestrichelte Linien) dargestellt. Die gepunktete Gerade stellt die Identität dar (Differenz der Messwerte = 0) Für die untersuchten Rekonstruktionsalgorithmen wurde eine lineare Korrelation zwischen den mittels der 100 %-ROI und der 50 %-ROI bestimmten Werten für das SNR beobachtet (Abbildung 26 A; FBP: rho = 0,907, p < 10-4; 2D-OSEM: rho = 0,944, p < 10—4; 3D-GMA: rho = 0,838, p < 10-4). Das mit der 50 %-ROI ermittelte SNR wurde im 52 Vergleich zur 100 %-ROI für alle Rekonstruktionsverfahren höher bestimmt. Dies wird auch durch die Bland-Altman-Analyse für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren bestätigt. Für die einzelnen Rekonstruktionsverfahren besitzt die mittlere Differenz des SNR der 50 % ROIs und der korrespondierenden 100 %-ROI einen positiven Wert (s. a. Abbildung 26 B, durchgezogene Linie). Die Differenzen der SNR-Werte, die mit den beiden ROI-Ansätzen bestimmt wurden, streuen innerhalb der Bland-Altman-Limits (± 2 Standardabweichungen) um die mittlere Differenz. Die Bland-Altman-Analyse bestätigt damit die Aussagen des Scatterplots (Abbildung 26 A). Signal-Rausch-Verhältnisse, die mit den verschiedenen ROI-Ansätzen bestimmt wurden, verhalten sich bezüglich der sie beeinträchtigenden Parameter (z. B. Variationen im Kontrast oder auch in der Aktivitätskonzentration) identisch. Das mit der 50 %-ROI ermittelte SNR wird dabei generell höher bestimmt. 53 3.4 Beispiele für die Bremsstrahlung-SPECT in der klinischen Anwendung Das Potential der tomographischen Bremsstrahlungsbildgebung wird anhand klinischer Datensätze demonstriert. Die SPECT-Aufnahmen der Patienten erfolgten mit dem identischen Aufnahmeprotokoll, mit dem auch die Phantomdaten der vorliegenden Arbeit akquiriert wurden. Die Rekonstruktion der vom 90Y-markierten Radioembolisat (SIRSpheres®, SIRTex Medical Limited, Lane Cove, Australien) emittierten Bremsstrahlungsverteilung erfolgte mit dem 2D-OSEM (e.soft-Wokstation, Fa. Siemens Medical) und dem 3D-GMA (Produktname Respect®, Fa. Scivis Göttingen). Fall 1: Bei einer 72-jährigen Patientin mit hepatisch metastasiertem Sigmakarzinom erfolgte die prätherapeutische Applikation von 100 MBq [99mTc]MAA sowie von therapeutisch 1900 MBq 90Y- SIRSpheres®. Die Therapie erfolgte 6 Tage nach der angiographischen Validierung und der anschließenden Verteilungsszintigraphie mittels [99mTc]MAA. Für beide Interventionen wurde als Applikationsort eine identische Positionierung des Katheters in der Arteria hepatica propria gewählt. Es stellte sich im rechten Leberlappen eine gute visuelle Übereinstimmung der Verteilung des [99mTc]MAA und der Verteilung der 90Y-SIRSpheres® dar (Abbildung 27). Deutlich wurden mehrere, gut abgrenzbare Anreicherungen dargestellt. Abweichend zur [99mTc]MAA-Applikation ist allerdings im linken Leberlappen eine zusätzliche Anreicherung der 90Y-markierten Mikrosphären in der Bremsstrahlung-SPECT zu beobachten (Abbildung 27, 2. Zeile, rechts). Dies kann durch abweichende hämodynamische Eigenschaften (Partikelgröße, -form, -anzahl und damit Embolisationswirkung) der verwendeten Präparate verursacht werden. 54 Abbildung 27: Dargestellt sind die korrespondierenden Schnittebenen der [ Spalte), der 90 99m Tc]MAA-SPECT (linke Y-Bremsstrahlungs-SPECT (mittlere Spalte) nach der Radioembolisation mit SIRSpheres und die kontrastmittelverstärkte MRT, überlagert mit der koregistrierten [ 99m ® Tc]MAA-SPECT (rechte Spalte) bei einer 72-jährigen Patientin mit hepatischer Metastasierung eines Sigmakarzinoms. In der zweiten Zeile stellt sich eine diskrepante Anreicherung (Pfeil) zwischen der [ Spalte) und der 90 99m Tc]MAA-Verteilung (linke ® Y-SIRSpheres -Verteilung (mittlere Spalte) dar (68). 55 Fall 2: Bei einer 74-jährigen Patientin mit einem Karzinom des Colon descendence und multiplen Lebermetastasen in beiden Leberlappen erfolgte die selektive angiografische Applikation von 0,9 GBq 90Y-SIRSpheres® in die Arteria hepatica dextra. Im Rahmen der Therapiekontrolle erfolgte 6 Wochen nach der Applikation eine MRT-Bildgebung, inklusive einer Kontrastmittel-MRT mit dem hepatozyten-spezifischen Kontrastmittel Primovist® (Bayer-Schering, Leverkusen, Deutschland). Die 6 Wochen nach der 90YSIRTex®-Applikation durchgeführte KM-MRT (Abbildung 28, Mitte) zeigt einen deutlichen Funktionsausfall des Leberparenchyms im Sinn einer fehlenden Aufnahme des hepatozyten-spezifischen Kontrastmittels. Die Registrierung der BremsstrahlungsSPECT mit der post-therapeutischen KM-MRT zeigt eine gute Korrelation der rekonstruierten Impulsrate mit den Leberarealen, die eine reduzierte KM-Aufnahme aufweisen (Abbildung 28). Abbildung 28: Dargestellt sind die Bremsstrahlung-SPECT (links) einer 74-jährigen Patientin mit Lebermetastasen eines kolorektalen Karzinoms nach der Radioembolisation mit 0,9 GBq 90 ® Y-markierter SIRSpheres (Sirtex Medical, Lane Cove, Australien) in die rechte Leberarterie, die Kontrastmittel-MRT mit dem hepatozytenspezifischen Kontrastmittel (Mitte) und die registrierte Darstellung beider Untersuchungen (rechts). Die MRT wurde 6 Wochen nach der Radioembolisation durchgeführt und zeigt eine gute Korrelation mit der rekonstruierten Aktivitätsverteilung des Radioembolisats. Die hypodense Intensität in der MRT im rechten Leberlappen repräsentiert den reduzierten Uptake des hepatozyten-spezifischen Kontrastmittels im Sinne einer strahlungsinduzierten Dysfunktion der Hepatozyten. 56 4 Diskussion SPECT-Bremsstrahlungs-Bilder konnten mit einem klinisch orientierten Akquisitionssetup von einem Phantom mit einer Hot-Spot-Geometrie gemessen und rekonstruiert werden. Das mit den Gammadetektoren gemessene Energiespektrum stellt dabei die Gewichtung des 90Y-Bremsstrahlungsspektrums mit der energieabhängigen Photonenausbeute des in der Arbeit verwendeten Messsystems dar. Die Röntgenbremsstrahlung wurde durch das Detektorsystem als breitbandiges Kontinuum im Energiebereich von ca. 50 keV bis hin zur systemspezifischen oberen Nachweisgrenze der Gammakamera im Bereich von 500 keV beobachtet. Das Spektrum war zusätzlich durch die k -Strahα lung von Blei in Form eines Multiplets überlagert (9). Die hier beobachtete spektrale Verteilung wurde für das genutzte Detektormodell bereits in der Literatur beschrieben (68, 84), während für andere Detektorsysteme davon deutlich abwei-chende spektrale Verteilungen publiziert wurden (23, 26, 28, 30, 54). Diese Variabilität in der spektralen Systemempfindlichkeit zwischen Detektorsystemen verschiedener Bauart wird vermutlich durch Unterschiede in der Detektorelektronik, der Kristalldicke und der verwendeten Kollimatoren verursacht. Der Einfluss unterschiedlicher Kollimatoren auf das gemessene Energiespektrum wurde bereits von Shen et al. (23) demonstriert, wobei ein lokales breitbandiges Maximum im Bereich von 160 keV dem Prozess der Septenpenetration zugeordnet wurde. Die publizierten Daten zeigten im Energiespektrum jeweils intensive k -Emissionen. α Wegen der Modellierung der Punktabbildungsfunktion für den 3D-GMA und zum besseren Verständnis der Abbildungseigenschaften der Kollimatorgeometrie wurde die Energieabhängigkeit der Punktabbildungsfunktion des Detektorsystems untersucht. Dabei zeigte sich für die einzelnen untersuchten Energiefenster kein signifikanter Unterschied zwischen den entsprechenden PSFs. Dieses korreliert mit den MonteCarlo-Simulationen sowie den validierenden Experimenten, die durch Elschot et al. (85) für eine 90Y-Line-Spread-Function (LSF) in zwei breiten Energiefenstern mit 120-250 keV und 50-250 keV durchgeführt wurden. Die LSF unterschied sich für beide 57 Energiebereiche nicht signifikant. Anhand der Simulationen konnten Elschot el al. aber zeigen, dass zwischen den beiden Energiebereichen die Zusammensetzung der Photonenanteile, die zur LSF beitragen, variieren. Während der niederenergetische Bereich einen höheren Anteil gestreuter Photonen aufwies, weist das Energiefenster 120-250 keV eine verstärkte Septenpenetration auf. Vor diesem Hintergrund wurde die PSF für den 3D-GMA-Rekonstruktionsalgorithmus durch eine Gaussverteilung für alle Energiefenster angenähert. Die Modellierung der Abstandsabhängigkeit der PSF erfolgte über die Beschreibung der FWHM in Form einer Geradengleichung. Dabei waren in Abhängigkeit vom Quellen-Kollimator-Abstand Abweichungen von der idealisiert angenommenen Gausverteilung zu beobachten. Es zeigt sich, dass diese Art der Beschreibung der Abstandsabhängigkeit die Signaländerung in den Randbereichen der 90Y-Punktabbildung nicht korrekt wiedergibt. Dieses führt in der Rekonstruktion zu einer örtlichen Fehlzuordnung der mit größerem Eintrittswinkel gemessenen Bildinformation, was im vorliegenden Fall einer abstandsabhängigen Unter- bzw. Überbewertung der seitlich einfallenden Strahlungsanteile entspricht. In ähnlicher Weise ist davon auch die 2D-OSEMRekonstruktion betroffen, wobei hier die modellierte Abstandsabhängigkeit der PSF durch eine vom Hersteller vorgegebene systemspezifische Parametrisierung bestimmt wurde, die nicht editiert werden konnte. Die im Rekonstruktionsverfahren verwendete zweidimensionale Abbildungsfunktion des MEGP-Kollimators ist dabei auf die Bildgebung mit mittelenergetischen Nukliden wie z. B. 111In ausgelegt. Die für Gammaemitter implementierte PSF berücksichtigt nicht die weit auslaufenden Randbereiche einer 90YPunktquelle, die infolge von Streustrahlung und Septenpenetration zu beobachten sind (85). Dies hat zur Folge, dass innerhalb der rekonstruierten Schicht die Breite der PSF im 2D-OSEM zu klein angenommen wird. Außerdem werden Signalanteile aus axial angrenzenden Volumina aufgrund des 2D-Charakters des Algorithmus in ihrem örtlichen Kontext nicht korrekt berücksichtigt und fehlerhaft in die transaxiale Ebene projiziert. Hier wird eine Ursache für das Ansteigen der durch den 2D-OSEM-Algorithmus im nicht aktiven Phantomhintergrund rekonstruierten Impulsrate vermutet. Mit zunehmender Energie nimmt der Anteil der Photonen, die nach Septenpenetration detektiert wurden zu (85). Dies führt zu einer Verbreiterung der realen PSF im Vergleich zur vordefinierten Abbildungsgeometrie des 2D-OSEM. Im untersuchten Fall stellt die 58 Modellierung der Abstandsabhängigkeit der 3D-PSF über eine Gaussfunktion auf der Grundlage von Bremsstrahlungsmessungen einen deutlichen Vorteil gegenüber der Nutzung einer 2D-PSF, die primär für die Bildgebung mit einer anderen Strahlungsart und für einen abweichenden Energiebereich (111In-Bildgebung) definiert wurde, dar. Es zeigen sich aber dennoch bedingt durch den komplexen Strahlungstransport deutliche Abweichungen zwischen der gemessen PSF und der Modellierung. Eine Anpassung der analytischen Beschreibung z. B. über die Summenkurve aus einer Gaussfunktion und einer Exponentialfunktion wäre hier vorteilhaft, um auch die Ausläufer der 90Y-PSF besser abzubilden. Zur Aufklärung der Transportphänomene am Kollimator sind hier weiterführende MonteCarlo-Simulationen angezeigt. Erste Untersuchungen zur Simulation der Abbildungsgeometrie für 90Y im Vergleich zu 99mTc bzw. 166Ho erfolgten durch Elschot et al. (85), wobei hier wiederum nur sehr breite Energiefenster analysiert wurden. Die zuvor betrachteten Energiefenster wurden bezüglich der Eignung für die tomographische Bildgebung mit klinisch verfügbaren Rekonstruktionsverfahren untersucht. Anhand statistisch hochwertiger Messungen (AC = 14,58 MBq/cm3) wurde ein Energiebereich identifiziert, der für eine tomographische Bildgebung in der vergleichenden Betrachtung als geeignet erschien. Infolge von Transportphänomenen, der Reichweite der emittierten β--Partikel, dem Down-Scattering hochenergetischer Bremsstrahlungsphotonen und der limitierten Modellierung der Abbildungsgeometrie, wird durch alle Algorithmen eine Impulsrate im inaktiven Hintergrund rekonstruiert. Damit rechtfertigt sich der methodische Ansatz der Bestimmung von Performanceparametern, wie Kontrast und SNR, bezüglich einer ROI im nicht aktiven Hintergrund. Diese Vorgehensweise wäre bei einer 99mTc-Bildgebung nicht möglich gewesen (Hintergrund Null als Nenner). Vielmehr hätte man hier ein Phantom mit einer höheren Aktivitätskonzentration in den Kugeln und einer vergleichsweise geringeren Aktivitätskonzentration im umgebenden Hintergrund gewählt, um somit die Leistungsparameter anhand von Kugeln mit positivem Kontrast in einem aktiven Hintergrund zu ermitteln. Bei der Umsetzung dieses für die SPECT-Bildgebung mit Gammaemittern klassischen Setups mit einer 90Y-Befüllung wäre die hier artifiziell rekonstruierte Impulsrate im Phantomhintergrund, welche durch die in der Arbeit genutzte Quellengeometrie aufgezeigt 59 werden konnte, von der rekonstruierten Impulsrate des mit 90Y-gefüllten Hintergrunds überlagert worden. Die in der Arbeit gewählte Phantomgeometrie aus heißen Kugeln in einem inaktiven Hintergrund entspricht im klinischen Kontext der Bestimmung der Leistungsparameter bezüglich einer benachbarten Gewebestruktur, in der keine Akkumulation von 90YMikroshären nachweisbar ist. Das Phantom simuliert die Dosisverteilung eines für die SIRT typischen Anreicherungsmusters, in dem das radioaktiv markierte Embolisat in der Leber in einer nahezu homogenen Dichtematrix akkumuliert. Außerdem ist von einer vollständigen Bindung des 90Y an das Embolisat auszugehen, so dass eine Blutpoolaktivität auszuschließen ist. Für dieses Setup gelten die Aussagen der vorliegenden Arbeit. Bei der Bremsstrahlungstomographie wird durch die hier genutzten Algorithmen generell ein aktiver Hintergrund in der Umgebung einer 90Y-Akkummulation rekonstruiert, der in der Aktivitätsverteilung im Phantom keine Entsprechung findet. Es ist davon auszugehen, dass hier ein Signalanteil im Sinn eines Bias rekonstruiert wird, der seinen Ursprung in der limitierten Modellierung der Transportprozesse innerhalb der Bilddatenrekonstruktion besitzt. Der Einfluss der Modellierung der Kollimatorabbildungsfunktion über eine PSF, wie sie beim 2D-OSEM und beim 3D-GMA angewendet wurde, zeigte sich in dem relativ hohen Untergrund, der sich im inaktiven Bereich des Phantoms darstellte. Infolge der mit der 2D-OSEM-Rekonstruktion in den Energiefenstern bei 135 keV und 167 keV rekonstruierten hohen Impulsrate im Hintergrund, die keine physikalische Entsprechung in der Phantomgeometrie besaß, erschienen diese Energiefenster für eine tomographische Bildgebung als ungeeignet. Des Weiteren erwies sich die 2DOSEM-Rekonstruktion des Summenfensters im Vergleich zur Rekonstruktion des einzelnen Energiefensters bei 75 keV infolge der signifikant erhöhten Darstellung extrakorporaler Aktivitätsanreicherungen als unterlegen. Durch die Überlagerung der Bremsstrahlung mit der charakteristischen Strahlung von Blei (k -Emission des Blei) ist α bezüglich der Photonenenergie in dem Energiefenster die höchste relative Photonenflussdichte von allen untersuchten Energiefenstern zu beobachten (26, 68). Für dieses Energiefenster erfolgte die Untersuchung der Bildparameter in Abhängigkeit vom Kugelvolumen und der Aktivitätskonzentration in der Phantomgeometrie. 60 Dabei erwiesen sich erwartungsgemäß die beiden iterativen Verfahren gegenüber der FBP bezüglich des Kontrasts, des CNR und des Bildrauschens als überlegen. Die gemessenen Aktivitätsverteilungen konnten mit 2D-OSEM und 3D-GMA visuell in guter Qualität rekonstruiert werden. Die einzelnen Kugeln stellten sich gut abgegrenzt dar und die rekonstruierte Aktivitätsverteilung entsprach qualitativ der bekannten Aktivitätsverteilung im Phantom. Mit dem gewählten Aufnahme- und Rekonstruktionsprotokoll konnten Tomogramme erzeugt werden, die bei konstanten Absorber- und Streustrahlungsverhältnissen für heiße Kugeln einen individuellen linearen Zusammenhang zwischen der Aktivitätskonzentration und der mittleren rekonstruierten Impulsrate aufweisen. Bei konstanter Aktivitätskonzentration in den Kugeln wurde mit abnehmendem Kugelvolumen eine Verminderung der rekonstruierten Impulsrate im ROI beobachtet. Diese Abhängigkeit stellte sich über den gesamten Bereich der untersuchten Aktivitätskonzentrationen dar und entspricht dem von der konventionellen SPECT bzw. dem von der PET her bekannten Recovery-Effekt (86). 2D-OSEM und 3DGMA zeigten im klinisch relevanten low-count-Bereich keine signifikanten Unterschiede im Kontrast, wobei der 3D-GMA eine geringere Zunahme des Bildrauschens aufwies. Der Einfluss des Bildrauschens spiegelt sich auch im SNR wider. Es ist anzunehmen, dass die unterschiedliche Modellierung der PSF und der Rauschunterdrückung innerhalb der iterativen Rekonstruktion ein Grund für das verschiedene Verhalten der beiden Verfahren ist. Die unterschiedlichen Strategien zur Festlegung der ROIs, der anatomisch orientierte Ansatz (100%-ROI) und der metabolisch orientierte Ansatz (50 %-ROI), spiegeln sich deutlich in den Ergebnissen wieder. Für alle Rekonstruktionsverfahren wird die rekonstruierte Impulsrate durch eine 100 %-ROI im Vergleich zur korrespondierenden 50 %ROI erwartungsgemäß niedriger bestimmt. Die beispielhaft rekonstruierten Patientenaufnahmen bestätigten den mittels der Phantommessungen gewonnenen Eindruck einer Anwendbarkeit der untersuchten iterativen Rekonstruktionsverfahren im klinischen Kontext. Hier liefert insbesondere der 3D-GMA-Algorithmus ein Ergebnis ohne Artefakte, wie z. B. Streifen oder artifizielle extrakorporale Anreicherungen entlang der Detektortrajektorie. Die rekonstruierte Aktivitätsverteilung entspricht dabei dem mittels kontrastmittelverstärkter-MRT nachgewiesenen Funktionsausfall des Leberparenchyms. 61 In der Literatur existieren unterschiedliche Ansätze für die 90Y-Bildgebung. Sie unterscheiden sich bezüglich der gewählten Rekonstruktionsverfahren (gefilterte Rückprojektion – FBP (51), iterative Rekonstruktion (57) und Monte-Carlo-Simulation (26) und des für die Bildgebung genutzten Energiefensters (27-30). Durch die Wahl eines breiten Energiefensters wurde in den benannten Studien versucht, den a priori geringen Photonenfluss zu kompensieren (28-30). Bei den bekannten Abweichungen in den gemessenen Energiespektren unterschiedlicher Detektorsysteme führt die Wahl eines breiten Energiefensters dazu, dass die gemessenen Projektionsdaten in ihrer spektralen Zusammensetzung bei Gammakameradetektoren mit unterschiedlichem Systemdesign variieren können und somit bei identischer Quellengeometrie über verschiedene spektrale Verteilungen integriert werden. Hier wäre die Festlegung auf einen schmalen Energiebereich vorzuziehen, wie dies auch durch die American Association of Physics in Medicine vorgeschlagen wurde (35), wobei bisher der entsprechende Nachweis der Eignung nicht erbracht wurde. Untersuchungen zur SPECT-Bildqualität und zum Verhalten unterschiedlicher, klinisch verfügbarer Rekonstruktionsverfahren für die SPECT anhand von Leistungsparametern wie Kontrast, Auflösung und SNR erfolgten in diesem Energiebereich bisher nicht. Da bei den hier durchgeführten Messungen lediglich die Aktivitätskonzentrationen variiert wurden, während Absorption, Streustrahlungsverhältnisse und das Systemdesign konstant blieben, können bezüglich dieser Einflüsse keine Aussagen getroffen werden. Offene Fragen bestehen somit bezüglich der hinreichend genauen Modellierung der Absorptions- und Scatterkorrektur sowie der Septenpenetration für das zur Bildgebung genutzte komplexe Energiespektrum. Die Wahl eines schmalen Energiefensters kommt dem eigentlichen Problem bei der Bildgebung mit einer Gammakamera, der Kalibrierung der Systemhomogenität, entgegen. In der Regel sind bei einem Großteil, insbesondere älterer Gammakameras, Abhängigkeiten der Homogenitätskorrektur von der Photonenenergie zu beobachten. Hier sind weitergehende Untersuchungen notwendig, die allerdings vor dem Hintergrund des bekannten Quantifizierungsproblems der SPECT zu sehen sind. Im Vergleich zu anderen Autoren konzentriert sich die vorliegende Untersuchung auf ein schmales Energiefenster im Bereich der k -Emission von Blei und die Nutzung klinisch α verfügbarer Rekonstruktionsverfahren. Außerdem grenzt sich diese Arbeit von der 62 Literatur dadurch ab, dass die Untersuchungen anderer Autoren auf statistisch sehr hochwertigen Projektionsdaten basieren bzw. andere Messgeometrien betrachten (28). Die Aufnahmen erfolgten dort mit sehr hohen Aktivitätskonzentrationen und langer Messzeit. Die Phantommessungen erfolgten z. B. in SPECT-Technik über 12,5 h (60 Projektionen mit 1.500 s pro Projektion) bzw. an einem Herz-Leber-Phantom über 100 Minuten (60 Projektionen mit 200 s pro Projektion) (28). Die mit den sehr langen Messzeiten durch Ito et al. (28) beobachtete lineare Abhängigkeit der rekonstruierten Impulsrate in der ROI von der Aktivitätskonzentration in einer Kugelgeometrie wurde hier auch festgestellt, wobei in der vorliegenden Arbeit für die verschiedenen Kugelvolumina unterschiedliche Kurvenverläufe im Sinn des bekannten Recovery Effekts nachgewiesen wurden, was durch Ito et al. (28) nicht beschrieben wurde. Eine qualitative Bildgebung zur Therapievalidierung unter Einsatz klinisch verfügbarer Aufnahme- und Rekonstruktionsverfahren ist insbesondere unter dem Aspekt der Sicherheit bei der Anwendung des 90Y-markierten Radioembolisats (87) und eines frühzeitigen Managements von therapieassoziierten Nebenwirkungen (88, 89) notwendig. Die prätherapeutische Applikation von [99mTc]MAA stellt ein sicheres Verfahren zur Bestimmung des Leber-Lungen-Shunts mit geringer Untersuchervariabilität dar [40] und ist ebenfalls zum Nachweis eines nicht pulmonalen extrahepatischen Abflusses des Radioembolisates in das gastrointestinale Stromgebiet (20), z. B. zum Magen, geeignet. Während der therapeutischen Applikation der 90Y-markierten Mikrosphären kann (z.B. bei den SIRSpheres®) durch den embolisierenden Effekt ein retrograder Abfluss der Mikrosphären über primär nicht zur Therapie vorgesehene arterielle Äste eintreten (13). Daraus ergibt sich die Notwendigkeit der Validierung des mittels Radioembolisation erzielten Anreicherungsmusters im Zielvolumen. Außerdem ist die Verwendung von tomographischen Daten zur Durchführung einer individuellen Dosimetrie für die klinische Nutzung einer individualisierten volumen/voxelbasierten Dosimetrie im Vergleich zur konventionellen MIRD-Methode (Medical Internal Radiation Dose) [14, 15] von Interesse. Insbesondere wenn in einer Zielregion z. B. in einer Metastase das Radiopharmazeutikum oder wie hier das Radioembolisat inhomogen anreichert, ist somit eine bessere Korrelation der beobachteten Anreicherung mit dem eintretenden therapeutischen Effekt möglich. Es besteht damit die 63 Möglichkeit, Variationen in der Aktivitätsverteilung innerhalb von Organen und oder im Tumor zu betrachten, um einen therapeutischen Effekt besser abzuschätzen. Für diese methodischen Ansätze ist ein stabiles und charakteristisches Schnittbildverfahren notwendig. 64 5 Zusammenfassung Die Nutzung der 90Y-Bremsstrahlung für die SPECT-Bildgebung gestattet die direkte Evaluation der Biodistribution des Radioembolisats. Obwohl die hier zur Bildgebung genutzten Strahlungsanteile mit komplexen Transportphänomenen verbunden sind, konnte die bekannte Aktivitätsverteilung im Phantom mittels klinisch verfügbarer Rekonstruktionsverfahren gut dargestellt werden. Dabei konnte gezeigt werden, dass bei der Bildgebung mit dem 90Y-Bremsstrahlungskontinuum die Auswahl des Energiebereiches einen entscheidenden Einfluss auf die Bildqualität besitzt. Trotz des geringen Photonenflusses in einem schmalbandigen Energiefenster ermöglicht die Nutzung iterativer Rekonstruktionsverfahren eine hinreichende Bildgebung. Mit dem gewählten Protokoll wurden Schnittbilder erzeugt, die für eine fest definierte Geometrie einen linearen Zusammenhang zwischen der Aktivitätskonzentration in einer definierten Kugel und der mittleren rekonstruierten Impulsrate in der dazu korrelierenden Region im Tomogramm aufwiesen. Dabei zeigten sich in Abhängigkeit von der Aktivitätskonzentration im Phantom unterschiedliche Eigenschaften bezüglich der die Bildgüte beschreibenden Leistungsparameter. Iterative Algorithmen verhindern die bei der FBP dominierenden Streifenartefakte und sind bei den klinisch zu beobachtenden Projektionsdaten mit sehr niedriger Zählrate deutlich überlegen. Die FBP kann für diese Art der Bildgebung lediglich als Benchmark für die Performance bei den statistisch hochwertigen Aufnahmen angesehen werden. Im low-count-Bereich sind die mit der FBP rekonstruierten Daten durch ein deutliches Rauschen infolge der geringen Impulsrate stark beeinflusst. Dabei ist zu beachten, dass die vorliegenden Ergebnisse infolge der verwendeten homogenen Phantomgeometrie für die Entstehung der Bremsstrahlung in einem relativ homogenen Volumen z. B. in der Leber als Modell angesehen werden können. Alle Methoden und Prozeduren, die in dieser Studie beschrieben und genutzt werden, sind klinisch verfügbar und zwischen Gammakamerasystemen übertragbar, wobei eine entsprechende Anpassung an die individuellen Eigenschaften des zu nutzenden Systems notwendig ist. Die Bremsstrahlungs-SPECT kann damit zum qualitativen Nachweis der Verteilung des Radioembolisats und zum Nachweis abweichender therapeutischer 65 Anreicherungsmuster, z. B. infolge eines retrograden Abflusses des Radioembolisates, genutzt werden. 66 6 Literatur [1] Kwekkeboom D, Krenning EP, de Jong M. Peptide receptor imaging and therapy. J Nucl Med 2000;41(10):1704-13. [2] Kwekkeboom DJ, Mueller-Brand J, Paganelli G et al. Overview of results of peptide receptor radionuclide therapy with 3 radiolabeled somatostatin analogs. J Nucl Med 2005;46(1):62S-6S. [3] Morschhauser F, Dreyling M, Rohatiner A et al. 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Das gemessene Energiefenster wird als Mittelwert +/- Fensterbreite angegeben. 75 Phosphor-32 Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Boye et al. (47) x/- Gammakamera ZL (Siemens Medical) MEPG 110 keV ± 63 % - entfällt 2 entfällt 1 Balachandran et al. (48) x/- MaxiCamera (GE Healthcare) LEAP 95 keV ± 58 % - entfällt 1 entfällt 1 Holloway et al. (49) -/x Eigenentwickelung k. A. 3 55 keV ± 63 % 90 keV ± 67 % 128 x 128 34 Proj. mit 25 s 128 x 128, 64 Proj. mit 40 s Dyna Camera Model 5/37 (Picker) Eigenbau 76 keV ± 50 % 190 keV ± 99 % 128 x 128 k. A. k. A. 72keV ± 50 % 128 x 128, 64 Proj. je 60s @ 360° Clarke et al. (30) Petri et al. (50) x/- -/x 2 2 aufgrund planarer Bildgebung 3 es wurden in der Quelle keine Angaben bezüglich des Parameters gemacht ja µ=0,13/cm exp. Bestimmung - FBP (Bracewell filter) - FBP (Gaussfilter, Butterworth) 76 Phosphor-32 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Qian et al. (31) x/- Dyna Camera (Picker) HE 76 keV ± 50 % 190 keV ± 99 % 128 x 128 6 10 counts/Proj. µ=0,13/cm (OSNNH) µ=0,14/cm (OSSNH +Wiener) OSSNH und OSSNH m. Wiener Filter Siegel et al. (51, 52) -/x k. A. MEPG 100 keV ± 50 % 64 x 64 64 Proj. je 20s @ 360° µ=0,13/cm (Chang) FBP (Butterworth) Parsai et al. (53) -/x Multispect-2 (Siemens Medical) MEGP 100 keV ± 50 % 64 x 64 64 Proj. je 20s @ 360° - FBP Qian et al. (32) (P-32 und Y-90) x/- Dyna SX 3000 (Picker) k. A. (57keV-285keV) 128 x 128 µ=0,122/cm 6 10 counts/Proj. µ=0,142/cm (raw data) Y-90: µ=0,135/cm (WNN + OSNNH) µ=0,142/cm (raw data) WNN-Filterung (WNN + OSNNH) 77 Strontium-89 Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Cipriani et al. (54) x/- APEX 409 AG (Elscint) LEUHS LEMS LEHR 75 keV ± 27 % - µ=0,169/cm (experimentell) - 78 Yttrium-90 Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Shen et al. (23) x/- ZLC-7500 und Bodyscan (Siemens Medical) LEAP MEGP HEGP LEAP 75 keV ± 10 % 100 keV ± 49,5 % 160 keV ± 10 % MEPG: 75 keV ± 10 % 75 ± 27 % und 190 keV ± 49,5 % 125 keV ± 10 % 125 keV ± 25 % 125 keV ± 49,5 % HEPG: 75 keV ± 10 % 75 ± 27 % und 190 keV ± 49,5 % 125 keV ± 10 % 125 keV ± 25 % 125 keV ± 49,5 % - experimentell LEAP für 75 keV: µ = 0,176/cm für 100 keV: µ = 0,172/cm MEGP: für 75 keV: µ = 0,173/cm 190 keV: µ = 0,168/cm - 79 Yttrium-90 Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen 128 x 128 1 Mio counts ja (k. A.) - für 100 keV : µ=0,17/cm für 200 keV: µ=0,14/cm - center +/-wide (centered) Shen et al. (24) x/- Bodyscan Dillehay at al. (55) x/- Eigenbau (keine Bildgebung) k. A. 75 keV ± 54 % 190 keV ± 99 % 75 keV ± 33 % k. A. 80 Yttrium-90 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen [keV] centerwide (centered) Sarfaraz et al. (27, 56) x/x k. A. MEGP 70 keV ± 10 % 135 keV ± 10 % 167 keV ± 10 % k. A. k. A. k. A. Kneifel et al. (33) -/x Prism 2000 (Philips Medical) MEGP 306 keV ± 90 % 30 min 6°/min (continuouse scan) µ=0,1175/cm MLEM 20 Iter. Mansberg et al. (57) x/x Precedence (Philips Medical) MEGP 90 keV ± 30 % 256 x 256 mittels CT 64 Proj. mit 35 s @ 360° Astonish (3 Iter., 8 Subs.) Flamen et al. (34) -/x DSTXLI (SMV) MEGP 70 keV ± 50 % 190 keV ± 99 % 128 x 128 64 Proj. je 40 s @ 360° OSEM 4 Astonish - iterative 3D-Rekonstruktion mit kollimator-spezifischer Punktabbildungsfunktion (Fa. Philips) µ=0,11/cm (Chang) 4 81 Yttrium-90 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Minarik et al (26) -/x Discovery VH/ Hawkeye (GE) HEGP 150 keV ± 60 % Patient: mittels CT 64 x 64 60 Proj. je 60 s @ 360° OSEM Phantom: 128 x 128 60 Proj. je 120 s @ 360° 5 Rault et al. (58) -/x IRIX (Philips Medical) MEGP k. A. 128 x 128 - MLEM Sebastian et al. (59) x/- e.cam (Siemens Medical) MEHR 95 keV ± 50 % 12 cm/min - - Fabbri et al. (29) -/x MEGP Lhommel et al. (60) -/x Symbia T2 (Siemens Medical) Trionix XLT20 (Elscint) 80 keV ± 55 % 170 keV ± 20 % 90 keV ± 30 % 128 x 128, 64 Proj. 20 min 5 MEGP es wurden in der Quelle keine Angaben bezüglich des Parameters gemacht erfolgte mittels CT k.A. 1 3D-OSEM OSEM (4 It. und 6 Subsets) 82 Yttrium-90 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Ito et al. (28) x/x PRISM-200XP (Picker) MEGP 75 keV ± 30 % 120 keV ± 50 % 185 keV ± 50 % planar µ=0,18/cm (75 keV) FBP, OSEM 512 x 512, µ=0,16/cm (120 keV) 10 min µ=0,14/cm (185 keV) SPECT: nach Chang (low count) 128 x 128 60 Proj. mit 1500s @ 360° (high count) 128 x 128 60 Proj. mit 200s @ 360° Minarik et al. (61) x/- Discovery VH/ Hawkeye (GE) HEGP 150 keV ± 60 % 384 x1024 5 cm/min CT basiert Minarik et al. (26) - 83 Yttrium-90 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) Garin et al. (62) x/x Hawkeye (GE Medical) Symbia T2 (Siemens Medical) Knesaurek et al. (63) -/x Infinia (GE Medical) Minarik et al. (64) x /x Discovery VH/ Hawkeye (GE Medical) 6 6 80 keV ± 15 % planar: 256 x 256, 5 min SPECT: 128x128 64 Proj. mit 30s @ 360 k.A. OSEM MEGP 90 keV ± 30 % 128 x 128, 60 Proj. mit 30 s @ 360° CT basiert OSEM HEGP 150 keV ± 60 % planar: 384 x 1024, 20cm/min und 10 cm/min SPECT: 64 x 64 32 Proj. mit 60 s @ 360° CT basiert OSEM es wurden in der Quelle keine Angaben bezüglich des Parameters gemacht 84 Yttrium-90 (Fortsetzung) Autor planar/ Kamera Kollimator SPECT Energiefenster Geometrie Schwächung Rekonstruktionen center +/-wide (centered) 7 Rhymer et al. (65) x/- ADAC Forte (Philips Medical) MEGP HEGP 120 keV ± 50 % 256 x 256 MEPG : 5 min HEPG: 10 min k. A. - Strigari et al. (66) x/x IRIX (Philips Medical) MEGP 150 keV ± 61 % 128 x 128 120 Proj. je 25 s @ 360° µ=0,11/cm iterativ Ahmadzadehfar et al. (67) x/x Symbia T2 (Siemens Medical) MEGP 152 keV ± 64 % 128 x 128 64 Proj. mit 20 s @ 360° CT basiert Flash 3D Großer et al. (68) -/x e.cam (Siemens Medical) MEGP 75 keV ± 10 % 128 x 128 128 Proj. mit 30 s @ 360° experimentell µ= 0,18/cm 2D-OSEM 7 es wurden in der Quelle keine Angaben bezüglich des Parameters gemacht 85 Danksagung Frau Prof. Dr. L. Geworski danke ich für die Überlassung des Themas, ihre fachliche Anleitung und Unterstützung bei der Anfertigung dieser Arbeit. Bei Herrn Prof. Dr. H. Amthauer, Herrn Prof. Dr. Hoen-oh Shin und Herrn Dr. B. O. Knoop bedanke ich mich für die fachliche konstruktive Beratung bei der Studienausführung und die Diskussion zur Ergebnisinterpretation. Mein Dank gilt Herrn Prof. Dr. J. Ricke, Direktor der Klinik für Radiologie und Nuklearmedizin des Universitätsklinikums Magdeburg für die wohlwollende Unterstützung und das Interesse am Fortgang meiner Arbeit. 86 Erklärung nach § 6 (Abs. 7) der Promotionsordnung Hiermit erkläre ich, dass ich die Dissertation „Tomografische Bildgebung mit Yttrium-90Bremsstrahlung im Rahmen der Radioembolisation von Lebertumoren“ selbstständig verfasst habe. Bei der Anfertigung wurden folgende Hilfen Dritter in Anspruch genommen: - Die Arbeit erfolgte unter wissenschaftlicher Leitung von Frau Prof. Dr. L. Geworski. - Beratung bezüglich der Studienausführung und bei der Diskussion der Ergebnisse erhielt ich von Herrn Prof. Dr. H. Amthauer, Herrn Prof. Dr. Hoen-oh Shin und Herrn Dr. B. O. Knoop. Ich habe keine entgeltliche Hilfe von Vermittlungs- bzw. Beratungsdiensten in Anspruch genommen. Niemand hat von mir unmittelbar oder mittelbar entgeltliche Leistungen für Arbeiten erhalten, die im Zusammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation stehen. Ich habe die Dissertation in der Abteilung für Medizinische Physik der Medizinischen Hochschule Hannover unter Leitung von Frau Prof. Dr. L. Geworski sowie in der Abteilung für Nuklearmedizin in der Klinik für Radiologie und Nuklearmedizin des Universitätsklinikums Magdeburg unter Leitung von Herrn Prof. H. Amthauer angefertigt. Die Dissertation wurde bisher nicht für eine Prüfung oder Promotion oder für einen ähnlichen Zweck zur Beurteilung eingereicht. Ich versichere, dass ich die vorstehenden Angaben nach bestem Wissen vollständig und der Wahrheit entsprechend gemacht habe. Hannover, ..... 87 Publikationen Originalarbeiten Furth C, Meseck RM, Steffen IG, Schoenberger S, Denecke T, Henze G, Hautzel H, Hofheinz F, Großer O, Hundsdoerfer P, Amthauer H, Ruf J. 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Optimierung der SPECT-Untersuchungszeit durch Nutzung eines neuen Phantoms. Nuklearmedizin2012;51:A37. 91 Nultsch M, Laatz K, Pethe A, Ulrich G, Amthauer H, Grosser OS. Einfluss des Rekonstruktionsalgorithmus auf die Bildqualität bei der PET-Bildgebung mit Yttrium-90. Nuklearmedizin 2012;51:A78. Ulrich G, Raatz Y, Furth C, Steffen IG, Grosser OS, Ruf J, Ricke J, Amthauer H. Prognostischer Wert des Tc-99m-MAA-Uptakes für das Therapieansprechen nach Y90-Radioembolisation bei Patienten mit cholangiozellulärem Karzinom. Nuklearmedizin 2012;51:A85. Großer OS, Nultsch M, Ruf J, Laatz K, Pethe A, Ulrich G, Amthauer H, Geworski L. Einfluss des Rekonstruktionsalgorithmus und der Objektgeomnetrie auf die Recovery Koeffizienten für Y-90-Bremsstrahlung. Nuklearmedizin 2011;50: A126. Ulrich G, Zeile M, Großer OS, Ruf J, Seidensticker M, Zarva A, Pech M, Ricke J, Amthauer H, Dudeck O. Erlaubt die intratumorale Anreicherung von Tc-99m-MAA eine Vorhersage für das Therapieansprechen nach transarterieller Radioembolisation bei hepatisch metastasiertem kolorektalem Karzinom? Nuklearmedizin 2011;50:A128. Ulrich G, Seidensticker M, Damm R, Rühl R, Ruf J, Großer O, Zarva A, Pech M, Ricke J, Amthauer H. Radioembolisation des hepatozellulären Karzinoms mit Yttrium-90 beladenen Kunstharzmikrosphären bei Vorliegen einer partiellen Pfortaderthrombose: Toxizität. Nuklearmedizin 2010;49:A54. Großer OS, Nultsch M, Pethe A, Ulrich G, Amthauer H, Geworski L. Einfluss des Rekonstruktionsalgorithmus auf die SPECT-Bildqualität bei der Bremsstrahlungsbildgebung mit Yttrium-90. Nuklearmedizin 2009;24:A47-48. Rühl R, Seidensticker M, Denecke T, Kraus P, Pethe A, Großer OS, Kettner E, Hildebrandt B, Fahlke J, Pech M, Amthauer H, Ricke J. Progressfreies Überleben und Gesamtüberleben nach Y90-Radioembolisation (SIRT) bei Patienten mit 92 therapierefraktären, progredienten Lebermalignomen: eine Matched-Pair Analyse. Nuklearmedizin 2009;48:A71-72. Seidensticker M, Rühl R, Damm R, Denecke T, Pethe A, Großer O, Mohnike K, Pech M, Amthauer H, Ricke J. Radioembolisation von Lebermalignomen mit Y-90 Mikrosphären: Evaluation der Hepatotoxizität nach sequenzieller lobärer vs. einzeitiger bilobärer Embolisation. Nuklearmedizin 2009;48:A70. Ulrich G, Großer O, Rühl R, Zarva A, Langer T, Götze T, Dudeck O, Pech M, Ricke J, Amthauer H. Tc-99m-MAA-Perfusionsszintigraphie zur prätherapeutischen Planung einer SIRT: Welchen Einfluss hat die SPECT-MRT/CT-Bildfusion auf die Erfassung extrahepatischer Anreicherungen. Nuklearmedizin 2009;48:A70. Ulrich G, Zeile M, Großer O, Rühl R, Pech M, Ricke J, Dudeck O, Amthauer H. Evaluation intrahepatischer Tc-99m-MAA-Verteilung und angiographischer Tumorvaskularisation als prädiktive Indikatoren bei Lebermetastasen kolorektaler Karzinome nach selektiver interner Radiotherapie (SIRT)," Nuklearmedizin 2009;48:A71. Zeile M, Ulrich G, Großer O, Pech M, Ricke J, Amthauer H, Dudeck O. Sind intrahepatische Tc-99m-MAA-Verteilung und angiographische Tumorvaskularisation prädiktive Faktoren für ein Therapieansprechen bei Lebermetastasen kolorektaler Karzinome nach SIRT? RöFo 2009;181:S210. Grosser OS, Seemann M, H. Amthauer, J. Ricke, Geworski L. Kalibrierung einer SPECT-Gammakamera zur Validierung der Biodistribution von Y-90-SIR-Spheres mittels eines 4-Sphären-Phantoms," Nuklearmedizin 2008;47:A99. Grosser OS, Seemann M, Ulrich G, Ruehl R, Pech M, Pethe A, Amthauer H, Geworski L, Ricke J. Evaluation von prä- und posttherapeutischer SPECT-Bildgebung bei Patienten mit Y-90-SIR-Spheres-Therapie von Lebermetastasen. Nuklearmedizin 2008;47:A9. 93 Rühl R, Seidensticker M, Pethe A, Seemann M, Großer O, Denecke T, Amthauer H, Pech M, Ricke J. Selective Interne Radiotherapie (SIRT) mit Yttrium-90 Mikrosphären bei Patienten mit ausgedehnten, therapierefraktären, progredienten Lebermalignomen. Nuklearmedizin 2008;447:A8. Pech M, Krätsch A, Dudeck O, Redlich U, Wieners G, Grosser O, Seemann M, Ricke J. Prospektive, randomisierte Studie zur Embolisation der A. gastroduodenalis bei SIRTEvaluation: Vascular Plug vs. Coil Embolisation. RöFo 2008;180:161. 94