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Prätherapeutische I-124 PET(/CT)-Speicheldrüsendosimetrie bei der Radiojodtherapie differenzierter Schilddrüsenkarzinome

Untersuchung von wichtigen Einflussfaktoren auf die I-124 Quantifizierung

Doktorarbeit / Dissertation 2010 99 Seiten

Medizin - Therapie

Leseprobe

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung

2 Medizinische und physikalische Grundlagen
2.1 Eigenschaften der großen Kopfspeicheldrüsen
2.2 Eigenschaften von Jod-124 und seine PET-Quantifizierung
2.3 Partialvolumeneffekt und seine Korrektur

3 Material und Methoden
3.1 Produktion von Jod-124
3.2 T omographie
3.2.1 EXACT HR+ PET- und BIOGRAPH PET/CT-System
3.2.2 Akquisitionsprotokolle
3.2.3 PET- und CT-Bildrekonstruktion
3.2.4 PET-Kreuzkalibrierung
3.3 Physikalisch-experimenteller Teil
3.3.1 Aktivimeterkalibrierung und Einfluss der Probengefäße
3.3.2 Zylinder- und Kopf-Hals-Phantom, ihre Akquisition, Signal und Untergrund ..
3.3.3 FWHM-, Peak- und Isovolumen-Recovery-Koeffizienten
3.3.4 Retrospektive PET-CT-Koregistrierung
3.4 Klinischer Teil
3.4.1 Patienten, Gruppeneinteilung, Signal und Untergrund
3.4.2 Das PET(/CT)-Dosimetrieprotokoll
3.4.3 Retrospektive PET-CT-Koregistrierung
3.4.4 Speicheldrüsenvolumetrie
3.4.5 Residenzzeit, maximaler Uptake-Wert und Energiedosis
3.5 Statistik und Software

4 Ergebnisse
4.1 Physikalisch-experimenteller Teil
4.1.1 Aktivimeterkalibrierung und der Einfluss der Probengefäße
4.1.2 Recovery-Koeffizienten und ihre Genauigkeit und Reproduzierbarkeit
4.1.3 Vergleich der Recovery-Koeffizienten von Kugeln und Rotationsellipsoiden...
4.1.4 Robustheit der Recovery-Korrekturverfahren
4.1.5 Recovery-Koeffizienten bei verschiedenen ¿^-Verhältnissen
4.1.6 Genauigkeit der retrospektiven PET-CT-Koregistrierung
4.2 Klinischer Teil
4.2.1 Genauigkeit der retrospektiven PET-CT-Koregistrierung
4.2.2 Speicheldrüsenvolumetrie
4.2.3 Aktivitätskonzentrationen und Zeitaktivitätskurven
4.2.4 Residenzzeit, maximaler Uptake-Wert und Energiedosis
4.2.5 Vergleich124I-PET(/CT)- vs.131I-GKS/US-Dosimetrie

5 Diskussion
5.1 Untersuchung von wichtigen Einflussfaktoren auf die124I-Quantifizierung
5.2 Energiedosisvergleich -124I-PET(/CT) vs.131I-GKS/US
5.3 Limitationen der Phantomstudien und des Energiedosisberechnungsmodells

6 Zusammenfassung
6.1 Erweiterte Zusammenfassung in Englisch
6.2 Kurze Zusammenfassung

Literaturverzeichnis

Anhang
A Energiedosisberechnungsmodell für Jod-131
B Abkürzungsverzeichnis

INAUGURAL - DISSERTATION

zur

Erlangung des Doktorgrades der Naturwissenschaften in der Medizin durch die Medizinische Fakultät der Universität Duisburg-Essen vorgelegt von

Priv.-Doz. Dr. rer. nat. Dipl.-Phys. Walter Jentzen aus Säo Paulo / Brasilien 2010

Herr Univ.-Prof. Dr. med. M. Forsting

Herr Univ.-Prof. Dr. med. Dr. rer. nat. Dr. h. c. A. Bockisch

Herr Prof. Dr. med. W. Sauerwein

Herr Univ.-Prof. Dr. med. H. Schicha

Tag der mündlichen Prüfung: 1. Februar 2010

Teile dieser Arbeit wurden in folgenden Publikationen veröffentlicht:

Jentzen, W., Schneider, E., Stergar, H., Freudenberg, L., Brandau, W., Bockisch, A. (2007): PET dosimetry of the salivary glands using io­dine-124. Abstracts der 45. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Nuklearmedizin in Hannover, Nuklearmedizin 46 Heft 2: A107.

Jentzen, W., Hobbs, R., Schneider, E., Stahl, A., Sgouros, G., Bockisch, A. (2008):124 I PET(/CT) dosimetry of the salivary glands. Eur. J. Nucl. Med. Mol. Imaging 35 Suppl. 2: S345.

Hobbs, R., Jentzen, W., Baechler, S., Prideaux, A., Bockisch, A., Sgouros, G. (2008): Salivary gland Monte Carlo-based 3D-radiobiological dosimetry (3D-RD) in thyroid cancer patients from124 I PET images. Eur. J. Nucl. Med. Mol. Imaging 35 Suppl. 2: S345.

Jentzen, W., Hobbs, R., Stahl, A., Knust, J., Sgouros, G., Bockisch, A. (2010): Pre-therapeutic iodine-124 PET(/CT) dosimetry confirms low average absorbed doses per administered iodine-131 activity to the sali­vary glands in radioiodine therapy of differentiated thyroid cancer. Eur. J. Nucl. Med. Mol. Imaging [im Druck].

Jentzen, W. (2010): Experimental investigation of factors affecting the absolute recovery coefficients in iodine-124 PET lesion imaging. Phys. Med. Biol. [im Druck].

1 Einleitung

Die Radiojodtherapie (RJT) ist ein etabliertes Verfahren zur Behandlung des differen­zierten Schilddrüsenkarzinoms (DTC). Sie beruht auf der biologischen Fähigkeit der dif­ferenzierten Schilddrüsenkarzinomzellen Jod zu speichern. Das Jod wird dabei aktiv über einen membranständigen Natrium-Jodid-Symporter in die Zellen transportiert 66. Diese selektive Anreicherung ermöglicht die Therapie mit Jod-131 (131 I), einem ß-- und γ- Strahler. Die therapeutische Wirkung der RJT beruht hauptsächlich auf die Energieüber­tragung durch die ß--Strahlung.

Aber nicht nur die Schilddrüsenkarzinomzellen sind in der Lage 131 I aktiv anzureichern, sondern auch andere Gewebszellen, die den Natrium-Jodid-Symporter exprimieren. Dazu zählen die großen Kopfspeicheldrüsen66. Speziell konnte nachgewiesen werden, dass die großen Kopfspeicheldrüsen - Glandulae (Gll.) parotes und submandibulares, aber nicht die Gll. sublinguales2 - das131 I bis zum 50-fachen der Plasmakonzentration konzentrieren64.

Aufgrund dieser Verteilung im Organismus kann eine „hochdosierte“ oder auch wieder­holte RJT neben der erwünschten Zerstörung des tumorösen Schilddrüsengewebes auch zu einer unerwünschten,131 I-induzierten Speicheldrüsenschädigung führen. Als Folge können sich chronische Speicheldrüsenbeschwerden, Xerostomie und dentale Erkrankungen ein­stellen [9,15,63,67]. Studien berichteten [9,10], dass bereits eine Einzelbehandlung mit einer Aktivität von 6 GBq 131 I einen Verlust um 30 % und kumulative Aktivitäten von 24 GBq einen Verlust um 90 % der Parenchymfunktion bewirkten. Je höher die kumu­lativen Aktivitäten sind, desto höher sind die Energiedosen im Speicheldrüsenparenchym.

Kürzlich wurden die Energiedosen der Submandibular- und Parotisdrüsen während der RJT mittels 131 I-Gammakamera-Szintigraphie (131 I-GKS) und Ultraschall (US) ermittelt [29,56]. Die GKS wurde zur Erfassung der Zeitaktivitätskurven und der US zur Bestim­mung der Speicheldrüsenvolumina benutzt. Die ermittelten Energiedosen der131 I- GKS/US-Dosimetrie waren verglichen mit den bekannten Dosiswirkungsbeziehungen bei externer Strahlentherapie mit gänzlich homogener Dosisverteilung im Zielvolumen [19,22,65] um einen Faktor zehn zu niedrig. Aufgrund dieses Befundes wurde auf eine in­homogene Verteilung von131 I in den Speicheldrüsen geschlossen29.

Die Genauigkeit der131 I-GKS/US-Dosimetrie ist aus messtechnischen Gründen limitiert [5,21,29]. Die Gammakamera-Quantifizierung mit dem Therapienuklid131 I ist erschwert, weil die Umrechnung der akquirierten Impulse in lokale Aktivitäten beeinträchtigt wird durch Effekte wie Absorption, Streuung und Untergrundkorrekturen. Darüber hinaus beruhte die US-gestützte Volumetrie auf grobe Volumenmodelle. Die Drüsengeometrien wurden durch Ellipsoide oder Zylinder approximiert, deren geometrische Parameter aus dem US-Bild durch Ausmessen der orthogonalen Ausdehnungen entnommen wurden. Die Notwendigkeit einer genaueren Dosimetrie zeichnete sich ab.

Die Kombination aus Positronenemissionstomographie (PET) und Computertomographie (CT) ermöglicht eine genauere in vivo Dosimetrie. Die PET ist derzeit das genaueste Ver­fahren zur Bestimmung von lokalen Aktivitätskonzentrationen im Gewebe und liefert ver­glichen mit anderen bildgebenden Verfahren in der Nuklearmedizin hochauflösende PET- Schnittbilder der dreidimensionalen (3D) Verteilung der Positronen-emittierenden Radio­nuklide. Die CT ist ein etabliertes Verfahren zur präzisen Volumetrie von irregulären Strukturen.

Das PET/CT-Kombinationsgerät scheint demnach für eine genaue in vivo Dosimetrie gut geeignet zu sein, wenn das Zielgewebe im CT-Bild wie beispielsweise die Speicheldrüsen gut abgrenzbar ist. Serielle PET/CT-Akquisitionen sind aber aufgrund der additiven Strah­lenexposition des Patienten durch CT nicht möglich [13,71]. Als Alternative bieten sich an, die Untersuchungen hauptsächlich am PET-Einzelgerät (serielle PET-Akquisitionen) und eine am PET/CT-Kombinationsgerät durchzuführen. Die seriellen PET-Untersuchungen ermöglichen eine genaue Erfassung der Zeitaktivitätskurven, und die Untersuchung am PET/CT erlaubt eine präzise anatomische Zuordnung und Volumensegmentierung im fusionierten Bild. Zur genauen Abgrenzung der aktivitätsanreichernden Organe (oder Lä­sionen) werden im Anschluss die seriellen PET-Datensätze mit dem CT-Datensatz mit Hilfe von etablierten Algorithmen [18,28] koregistriert.

Diese PET(/CT)-Dosimetrie kann aber nur dann eingesetzt werden, wenn ein PET-Nuklid desselben Elements wie für die Therapie („matched pair“) zur Verfügung steht. Dieses „matched“ Paar aus PET- und Therapie-Nuklid ist das Grundkonzept der präthera­peutischen PET-Dosimetrie [5,52]. Für die RJT hat sich das Jod-124 (124 I) als PET-Tracer bewährt [6,20,23,32,40,49,57]. Zum Beispiel ist das124 I aufgrund seiner physikalischen Halbwertszeit von 4,2 d gut geeignet zur Erfassung der Biokinetik von131 I (physikalische Halbwertszeit von 8,0 d).

Das124 I als Tracer für131 I hat allerdings einen Nachteil - es ist kein reiner Positronen­strahler. Das124 I besitzt ein kompliziertes Zerfallsschema, und eine Beeinträchtigung in der PET-Quantifizierung ist bei Anwendung der PET-Standardkorrekturen zu erwarten. Eine genauere PET-Quantifizierung wurde kürzlich mit Hilfe von absoluten Recovery-Ko- effizienten (RC ) - Verhältnis von abgebildeter zur tatsächlichen Aktivitätskonzentration - erzielt [31,33]. Dabei wurden die124 I-RC-Werte aus Phantommessungen unter idealisierten Bedingungen gewonnen („hot spot imaging“). Zum Beispiel war keine Untergrundaktivität vorhanden, die Zählstatistik war gut und die Testobjekte zur Bestimmung der RC-Werte waren Kugeln, d. h. die benutzen Phantommodelle und die Messbedingungen waren ein grobes Abbild von der Realität. Eine systematische Untersuchung von wichtigen Einfluss­faktoren auf die124 I-Quantifizierung würde grundlegende Erkenntnisse über die Genauig­keit und Limitationen der124 I-PET(/CT)-Dosimetrie liefern.

Die Ziele dieser Arbeit waren (a) eine genauere Abschätzung der Energiedosen der großen Kopfspeicheldrüsen bei der RJT mittels124 I-PET(/CT) sowie (b) die Untersuchung von wichtigen Einflussfaktoren auf die124 I-Quantifizierung.

Die Arbeit gliedert sich in zwei Hauptabschnitte, einem physikalisch-experimentellen und einem klinischen Teil. Wichtige Einflussfaktoren auf die124 I-Quantifizierung werden im physikalisch-experimentellen Teil untersucht. In Zusammenarbeit mit der Physikalisch­Technischen Bundesanstalt (PTB) wurde das benutzte Aktivimeter für124 I kalibriert und die Abhängigkeit der Aktivitätsmessung vom Probengefäß untersucht. Eine Reihe von Phantommessungen wurden durchgeführt, um verschiedene Recovery-Korrekturverfahren zu evaluieren, die Abhängigkeit der RC-Werte von der Objektform (Kugeln vs. Ellipsoide) und den Einfluss der Untergrundaktivität auf die Bestimmung der RC-Werte zu unter­suchen. Schließlich wurde der PET-CT-Koregistrierungsfehler mit Hilfe eines speziellen Kopf-Hals-Phantoms (mit physikalischen Markern) ermittelt, um den Einfluss der Mis- registrierung auf die Bestimmung der Aktivitätskonzentration abzuschätzen. Im klinischen Teil wurden die Methoden und Ergebnisse aus dem physikalisch-experimentellen Teil zur genaueren Abschätzung der dosisrelevanten Parameter und der131 I-Energiedosen der Spei­cheldrüsen von Patienten mit DTC angewandt. Es wurden 15 thyreoidektomierte Indi­viduen vor geplanter RJT untersucht. Die prätherapeutische124 I-PET(/CT)-Dosimetrie er­folgte auf dem Boden serieller PET- und einer PET/CT-Untersuchung. Die Ergebnisse der prätherapeutischen124 I-PET(/CT)-Dosimetrie wurden schließlich mit denen der131 I- GKS/US-Dosimetrie verglichen.

2 Medizinische und physikalische Grundlagen

2.1 Eigenschaften der großen Kopfspeicheldrüsen

Die im Rahmen dieser Arbeit relevanten Eigenschaften der großen Kopfspeicheldrüsen werden kurz beschrieben. Das Speicheldrüsensystem setzt sich aus den großen paarigen Kopfspeicheldrüsen (Gll. submandibulares, Gll. parotes, Gll. sublinguales) und vielen kleinen sich in der Mundschleimhaut befindlichen sogenannten kleinen Speicheldrüsen (Gll. salivariae minores) zusammen [35,41,46,60]. Die nachfolgende Beschreibung be­schränkt sich auf die Gll. submandibulares und parotes, und der Terminus „große Kopf­speicheldrüse“ oder „Speicheldrüse“ bezieht sich in dieser Arbeit auf die Submandibular­und Parotisdrüsen.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 1. Lage der großen Kopfspeicheldrüsen: Lateral- (links), Median- (mittig) und Transversalschnitt (rechts). - Aus der Gl. parotis tritt vorne der ~4 cm lange Ductus parotideus hervor. Der 5 bis 6 cm lange Ductus submandibularis endet im vorderen Mundboden. Abbildungen wurden aus Referenz60 entnommen.

In Abbildung 1 ist die Lage der großen Kopfspeicheldrüsen illustriert, und in Tabelle 1 sind die wichtigsten Eigenschaften zusammengefasst. Die Submandibulardrüse (10 bis 15 g) sitzt im Bereich des hinteren Mundbodens in der Nähe des Unterkieferwinkels. Die Parotisdrüse ist die größte Drüse (20 bis 30 g), liegt rechts und links vor dem Ohr. Der sezernierte Speichel fließt über ein verzweigtes System von Ausführungsgängen zu einem Hauptausführungsgang in die Mundhöhle. Die Speicheldrüsen bestehen aus Drüsenend-, Schalt- und Streifenstücken sowie Ausführungsgängen. Die Speicheldrüsen werden durch Bindegewebe in Läppchen untergliedert. End-, Schalt- und Streifenstücke liegen im Drü­senläppchen, die Ausführungsgänge liegen im Bindegewebe zwischen den Drüsenläpp­chen. Der Volumenanteil der Streifenstücke zum Gesamtvolumen der Drüse ist gering. Zum Beispiel nehmen bei der Parotisdrüse ~90 % des Drüsenvolumens Drüsenendstücke und ~5 % Streifenstücke ein. Der Rest entfällt auf Bindegewebe, Gefäße usw. 35. Die Submandibulardrüsen sind tubulo-azinöse Drüsen. Der seröse Anteil beträgt ~80 % des Drüsenvolumens. Im Unterschied dazu ist die Parotisdrüse eine reine seröse, zusammenge­setzte azinöse Drüse. Die Submandibulardrüsen produzieren demnach einen seromukösen und die Parotisdrüsen einen serösen Speichel.

Tabelle 1. Zusammenstellung der wichtigsten Eigenschaften der Submandibular- und

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

2.2 Eigenschaften von Jod-124 und seine PET-Quantifizierung

Ein PET-Nuklid zerfällt unter Freisetzung eines Positrons (ß+-Zerfall). Dieses verbindet sich mit einem negativ geladenen Elektron und zerstrahlt unter Abgabe einer charak­teristischen Annihilationsstrahlung (diametrale Aussendung von zwei γ-Quanten von je 511 keV Energie). Das zeitlich koinzidente Ereignis wird von gegenüberliegenden Detek­toren des PET-Scanners registriert und räumlich zugeordnet. In > 90 % der onkologischen Studien wird als metabolische Tracer die Fluor-18-markierte 2-Deoxglukose (18 F-FDG) verwendet. Dagegen wird das124 I zur Abschätzung der (absorbierten)131 I-Energiedosis vor RJT nur selten, aber zunehmend häufiger angewandt [6,20,23,32,40,49,57].

Das I hat eine physikalische Halbwertszeit von 4,18 d. Der Positronenanteil (mittlere Anzahl der emittierten Positronen pro Zerfall) beträgt 22,8 %16. Das vereinfachte Zer­fallsschema (nur ß+- und γ-Übergänge) von124 I ist in Abbildung 2 wiedergegeben. Nur solche Strahlungen mit einer relativen Häufigkeit größer als 1 % wurden berücksichtigt. Die dazugehörigen Energien der Positronen und der abgestrahlten γ- sowie der Röntgen­quanten sind auch in Abbildung 2 angegeben. Die maximale Positronenenergie von I ist 2138 keV und die mittlere 819 keV. Zum Vergleich ist beim Standard-Radionuklid F (physikalische Halbwertszeit 109,8 min und Positronenanteil 96,7 %) die maximale Energie 634 keV und die mittlere 243 keV16.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 2. Vereinfachtes Zerfallsschema der ß+- und γ-Strahlung (links) und Tabelle (rechts) der Energien der ß+- und γ-Quanten sowie der Energien der Röntgenstrahlung von124 I16. - In der Tabelle sind die maximalen Energien der Positronen angegeben. Ein weiterer Positronenzer­fall mit maximaler Energie von 812 keV und relativer Häufigkeit von 0,3 % ist nicht aufgeführt, da nur Strahlungen mit einer Häufigkeit größer als 1 % berücksichtigt wurden.

Die räumliche Auflösung im PET hängt unter anderem von der Positronenenergie ab45. Je höher die Positronenenergie, desto größer ist die mittlere freie Weglänge des Positrons vom Emissions- bis zum Annihilationsort. Messungen an verschiedenen PET-Systemen [25,31,53,55] zeigten, dass die höhere Positronenenergie zu einer um ~1 mm geringeren räumlichen Auflösung im Vergleich zu F führt. Diese geringere räumliche Auflösung von I hat klinisch keine Bedeutung31. Kritischer sind vielmehr die beim Zerfall ausgesendeten γ-Quanten und ihr Einfluss auf die Bildqualität und insbesondere auf die PET-Quantifizierung.

Im Gegensatz zu18 F emittiert das124 I niederenergetische Röntgenstrahlung und hochener­getischen γ-Quanten, wovon nur ein Teil der hochenergetischen Strahlung von den PET- Detektoren registriert wird, weil die PET-Systeme Energiediskriminatoren verwenden. Die Standardwerte für die untere und obere Schwelle der Energiediskriminierung betragen 350 keV und 650 keV. Es kommt daher bei der124 I-PET-Akquisition zu falsch kodierten Koinzidenzen („spurious coincidences“).

Im Detail sind es die γ-Quanten mit Energien von 603 keV und 723 keV (s. Abb. 2). Diese zusätzlichen γ-Quanten werden entweder direkt oder indirekt nach Compton-Streuung erfasst. Dies hat in erster Linie zufolge, dass die Rate der zufälligen Koinzidenzen und die Totzeit erhöht werden. Noch wichtiger ist die Feststellung, dass etwa die Hälfte des Positronenzerfalls (52 %) mit einer prompten Emission von 603-keV γ-Quanten assoziiert ist. Dadurch kommt es zu einer Kaskade von zwei Quanten, einem γ-Annihilationsquant und einem nachfolgenden einzelnen γ-Quant. Diese kaskadierenden Gammakoinzidenzen können von den PET-Systemen nicht von den wahren Koinzidenzen (zwei Annihilations­quanten von jeweils 511 keV Energie) unterschieden werden. Der Unterschied zur Anni­hilationsstrahlung ist der unkorrelierte Ausstrahlungswinkel. Die kaskadierenden Koinzi­denzen führen zu einem geringeren Bildkontrast und beeinträchtigen die PET-Quantifi- zierung25.

Zur Korrektur der kaskadierenden124 I-Koinzidenzen wurden einige Verfahren vorgeschla­gen [3,14,43,48,54,69], aber keine davon bewährte sich im klinischen Einsatz aufgrund der bei Patientenuntersuchungen zu geringen Zählraten50. Ein einfaches und effektives Verfahren zur Korrektur der kaskadierenden Koinzidenzen wurde kürzlich vorgeschlagen [31,33]. Phantommessungen wurden unter Bedingungen, wie sie bei Patienten mit DTC be­obachtet wurden, durchgeführt. Es konnte gezeigt werden, dass unter Anwendung von ab­soluten RC-Werten - die in erster Linie zur Korrektur des Partialvolumeneffektes für kleine Objekte angewandt werden - eine genauere124 I-PET-Quantifizierung möglich ist.

2.3 Partialvolumeneffekt und seine Korrektur

Kleine Objekte werden im Bild mit verminderter Aktivitätskonzentration (in Bq mL-1 oder Bq g-1 ) dargestellt, wenn ihr Durchmesser zum Beispiel gleich der räumlichen PET-Auf- lösung ist (s. Abb. 3). Diese Unterschätzung der Aktivitätskonzentration wird als Partialvo­lumeneffekt (PVE) bezeichnet und hängt von der PET-Auflösung ab [26,36,24,38,61]. Die PET-Auflösung wird durch die Abbildungsfunktion einer Punktquelle bestimmt, deren räumliche Aktivitätsverteilung durch eine Gauß-Funktion beschrieben wird. Ihre volle Halbwertsbreite, FWHM („full width at half maximum“), wird zur Charakterisierung der PET-Auflösung verwendet. Für große Objekte, d. h. Durchmesser etwa 3-mal so groß wie die FWHM, stimmt die maximal abgebildete mit der tatsächlichen Aktivitätskonzentration gut überein (s. Abb. 3) [24,26,36]. Dagegen werden Objekte, deren Durchmesser kleiner sind als das 3-fache der FWHM, im Bild mit verminderter Aktivitätskonzentration darge­stellt. Die abgebildete Aktivitätskonzentration hängt aber nicht nur vom Durchmesser-zu- FWHM-Verhältnis ab, sondern hängt auch von der Höhe der Untergrundaktivitätskonzen­tration („spill-in“-Effekt) und der Objektform („shape“-Effekt) ab [26,33,36,61].

Der PVE und seine Abhängigkeiten können durch Anwendung von „effektiven“ absoluten RC-Werten korrigiert werden: Der RC-Wert ist das Verhältnis aus abgebildeter zur tatsäch

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3. Simulierte RC-Werte für Kugeln ( О ) ohne Untergrundaktivität als Funktion des Objektdurchmessers in Einheiten der FWHM (PET-Auflösung). - Die RC-Werte beziehen sich auf das Maximum (im Kugelmittelpunkt) der Aktivitätskon­zentration. Die durchgezogene Linie wurde anhand einer Kurvenanpassung gewonnen. Für ausgewählte RC-Werte sind die dazugehörigen Durchmesser-zu-FWHM-Werte angegeben; die gepunkteten Linien illustrieren die Zuordnung der Wertepaare. Die aus Modellrechnungen ermittelten RC-Werte wurden aus Referenz33 entnommen.

lichen Aktivitätskonzentration; sie werden in der Regel aus Phantommessungen mit ein­fachen geometrischen Objekten gewonnen. Absolut bedeutet in diesem Kontext, dass die tatsächliche Aktivitätskonzentration mit einem kalibrierten Aktivimeter gemessen wird. Es wird also nicht, wie so oft in der Literatur zu finden, die abgebildete Aktivitätskonzen­tration des größten Objektes (Durchmesser > 4 FWHM), bei dem kein PVE vorliegt, als Bezugsgröße herangezogen. (Dieser Quotient wird zur Unterscheidung als relativer RC- Wert bezeichnet.) Die Abtragung der absoluten RC-Werte gegen Objektvolumen oder Ob­jektdurchmesser wird als Recovery-Kurve bezeichnet. Als Beispiel zeigt Abbildung 3 die absoluten RC-Werte als Funktion des Kugeldurchmessers (in Einheiten von FWHM). Diese aus Phantommessungen gewonnenen RC-Werte für Kugeln werden oft zur Berech­nung der tatsächlichen aus den abgebildeten Aktivitätskonzentrationen angewandt [24,31,38]. Die RC-basierte Korrektur wird als Recovery-Korrektur bezeichnet.

Das Verfahren zur Recovery-Korrektur in der klinischen Anwendung setzt voraus, dass das aktivitätsspeichernde Objektvolumen bekannt ist. Die Volumina werden in der Regel aus den CT-Datensätzen entnommen. Durch die Entwicklung neuartige Methoden der Vo­lumensegmentierung können sie auch aus den PET-Datensätzen abgeschätzt werden [30,42]. Darüber hinaus wird sphärische Geometrie für das Objekt angenommen. Zusam­men mit der experimentell ermittelten Recovery-Kurve und dem CT-gestützen Volumen wird daraus der RC-Wert ermittelt. Durch Division der abgebildeten Aktivitätskonzentra­tionen C durch den dazugehörigen volumenabhängigen RC-Wert wird die tatsächliche Aktivitätskonzentration CTats des Objektes abgeschätzt, d. h.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Die Bestimmung der abgebildeten Aktivitätskonzentrationen C erfolgt mit der „region of interest“-Technik (ROI-Technik) [24,38]. Die in einer Schicht eingezeichneten ROIs, zweidimensionale (2D) Areale, können zum Beispiel kleine Kreise oder Rechtecke sein. Es können auch 3D-Objekte wie Kugeln, die dann über mehrere Schichten gehen, benutzt werden. In Analogie werden die 3D-Areale als VOIs („volumes of interest“) bezeichnet.

Zur quantitativen Auswertung der Bilddaten werden oft drei Arten von VOIs benutzt [24,33]. Zum einen werden sphärische VOIs mit einem Durchmesser gleich der FWHM eingezeichnet. Der Mittelwert aller Voxelwerte im VOI-Volumen wird im Folgenden als (abgebildete) FWHM-Aktivitätskonzentration CFWHM bezeichnet. Zum anderen kann auch die maximale Aktivitätskonzentration oder der maximale Voxelwert, (abgebildete) Peak­Aktivitätskonzentration CPeak, innerhalb des Objektes benutzt werden. Die tatsächlichen Aktivitätskonzentrationen werden dann jeweils aus dem Bild wie folgt berechnet:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Die RC-Werte, RCFWhM bzw. RCPeak , beziehen sich auf das Auswerteverfahren zur Bestimmung der abgebildeten Aktivitätskonzentration, FWHM- bzw. Peak-Verfahren, der Testobjekte.

Das dritte Verfahren benutzt die integrale Aktivitätskonzentration; sie ist das Verhältnis aus abgebildeter Gesamtaktivität A im Objekt dividiert durch das dazugehörige Objekt­volumen V. Sie ist vermutlich robuster und genauer als die FWHM- oder Peak-basierten Recovery-Korrekturverfahren, insbesondere bei schlechter Zählstatistik und inhomogener Aktivitätsverteilung. Dieses dritte Verfahren setzt voraus, dass die morphologischen Kon­turen des Objektes beispielsweise im CT-Datensatz gut abgrenzbar sind. Die VOIs werden im CT-Bild eingezeichnet und auf das dazugehörige PET-Bild übertragen; vorher werden die PET- und CT-Datensätze zur genauen Aktivitätsabgrenzung mit etablierten Algorith­men koregistriert. Die tatsächliche Aktivitätskonzentration berechnet sich dann wie folgt:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

wobei CIso die aus der Konturierung ermittelte integrale Aktivitätskonzentration und RCIso der dazugehörige volumenabhängige absolute RC-Wert ist. Das Verfahren wird in dieser Arbeit als Isovolumen-Verfahren bezeichnet.

Die Gleichungen (2), (3) und (4) sind mögliche Verfahren zur Recovery-Korrektur. Die Verfahren berücksichtigen in erster Linie den PVE, aber korrigieren auch in einfacher Weise die bei124 I vorkommenden kaskadierenden Koinzidenzen. Die drei Recovery-Kor- rekturverfahren werden in dieser Arbeit in Bezug auf ihre Genauigkeit, Reproduzierbarkeit und Robustheit evaluiert.

3 Material und Methoden

3.1 Produktion von Jod-124

Das124 I wurde am Zyklotron CV 28 (Cyclotron Corporation; Berkeley, CA, USA) her­gestellt [39,70]. Das Isotopen-angereicherte Tellurdioxid (99,8 %124 TeO2, 0,2 %123 TeO2, < 0,01 %125 TeO2) wurde auf ein geriffeltes Platin-Iridium-Blech aufgeschmolzen und in der Target-Halterung von der Rückseite mit Wasser gekühlt. Die Bestrahlung erfolgte mittels der Kernreaktion Te(d,2n) I mit einer Deuteronen-Energie von 14 MeV, wobei der Strahl auf das Target unter einem Winkel von 15o auftraf. Typische Bestrahlungszeiten waren ~2 h mit einer Strahlstromstärke von 15 μΑ. Nach Bestrahlungsende wurde das Target auf einer Transportbahn in eine Blei-abgeschirmte „heiße Zelle“ gefahren und in eine vorgeheizte (740 oC) Quarz-Destillationsapparatur überführt. Bei dieser Temperatur sublimierte das Radiojod aus der124 TeO2-Matrix und wurde mit Hilfe eines Luftstroms in ~6 min aus der Apparatur in ein spiralförmig gebogenes Kapillar-Rohr aus Edelstahl trans­portiert, dessen Innenvolumen von ~60 pL vorher mit einer 1 M wässrigen NaOH-Lösung gespült worden war. Nach Destillationsende wurde die Kapillare von der Quarz-Apparatur entfernt und mit einem kleinen Volumen von ~100 μL einer 0,02 M wässrigen NaOH- Lösung ausgewaschen. Auf diese Weise konnten mit einer Destillationsausbeute von ~80 % Aktivitätsmengen von ~300 MBq124 I hergestellt werden.

3.2 Tomographie

3.2.1 EXACT HR+ PET- und BIOGRAPH PET/CT-System

Es standen zwei Vollring-PET-Systeme zur Verfügung: ein PET-Einzel- und ein PET/CT- Kombinationsgerät. Beide PET-Systeme waren mit Wismutgermanat-Kristallen ausge­stattet. Das PET-Einzelgerät war ein (ECAT) EXACT HR+ PET-System (CTI/Siemens; Erlangen, Deutschland) mit Transmissionsquellen1. Das System besteht aus 32 De­tektor-Ringen (63 Schnittbilder mit einem Abstand von 2,43 mm) mit jeweils 576 Detek­toren (4,05 x 4,39 x 30 mm3 ). Es konnte zwischen einem 2D- und 3D-Akquisitionsmodus gewählt werden. Dafür waren zwischen den einzelnen Detektorringen axiale Septen aus Wolfram angebracht. Die Septen waren entweder ausgefahren (2D-Modus) oder zurück­gezogen (3D-Modus). Zur Durchführung von 2D-Transmissionsmessungen verfügte das PET-System über drei rotierende Ge/ Ga-Stabquellen zwecks Schwächungskorrektur. Die Aufnahmen erfolgten bei einem Energiefenster der Detektoren von 350 bis 650 keV. Das axiale Gesichtsfeld betrug 15,5 cm.

Im Gegensatz dazu hatte das PET/CT-Kombinationsgerät, ein BIOGRAPH (EMOTION DUO) PET/CT-System (Siemens Medical Solutions; Hoffman Estates, Illinois, USA), keine Septen und war ein reiner 3D-Scanner4. Die PET-Komponente des BIOGRAPH PET/CT-Systems war ebenfalls ein EXACT HR+ PET-Scanner. Im Unterschied zum PET- Einzelgerät beruhte die Schwächungskorrektur beim PET/CT auf CT-Bilder. Die CT- Komponente des BIOGRAPH PET/CT-Systems war ein SOMATOM EMOTION DUO (Siemens Medical Solutions; Erlangen, Deutschland). Dieser Zweischicht-CT-Scanner ist ein Subsekunden-Spiral-CT-System mit einer Rotationszeit von 0,8 s.

3.2.2 Akquisitionsprotokolle

Die Phantommessungen waren alle Einbett-Scans und die Patientenmessungen Einbett­oder Ganzkörper-Untersuchungen (Mehrbett-Scans). Es wurden zwei Akquisitionsproto­kolle im 3D-Modus angewandt: das Akquisitionsprotokoll mit hoher statistischer Güte und das klinische Akquisitionsprotokoll.

3.2.2.1 Akquisition mit hoher statistischer Güte

Zur Bestimmung wichtiger Größen wurden Phantommessungen mit guter Zählstatistik durchgeführt. Am PET-Einzelgerät war die Emissionszeit > 4 h und die Transmissionszeit 1 h pro Bettposition. Die „kalte“ Transmissionsmessung (keine Radioaktivität im Phan­tom) wurde vor der Emissionsmessung durchgeführt. Die Akquisition am BIOGRAPH PET/CT-System startete mit einem CT-Scan. Die CT-Akquisitionsparameter waren 145 mAs, 130 kVp, Schichtdicke 2 mm und Tischvorschub 2 mm/Rotation mit einer Rotationszeit von 0,8 s. Danach wurde das Bett automatisch zur PET-Komponente gefah­ren. Die Emissionszeit am BIOGRAPH PET/CT-System betrug auch > 4 h.

3.2.2.2 Klinisches Akquisitionsprotokoll

Am EXACT HR+ PET-System betrug die Transmissionszeit 120 s und die Emissionszeit war 300 s pro Bettposition. Die CT-Akquisitionsparameter am BIOGRAPH PET/CT­System waren 130 mAs, 130 kVp, Schichtdicke 5 mm, Tischvorschub 8 mm/Rotation mit einer Rotationszeit von 0,8 s. Danach wurde das Bett automatisch zur PET-Komponente gefahren. Am BIOGRAPH PET/CT-System war die Emissionszeit ebenfalls 300 s.

3.2.3 PET- und CT-Bildrekonstruktion

3.2.3.1 PET-Bildrekonstruktion

Die Rekonstruktionen der Emissionsbilder beider PET-Systeme und das Transmissionsbild (Schwächungsbild) am PET-Einzelgerät waren für die beiden Akquisitionsprotokolle iden­tisch. Die Emissionsbilder wurden mit einem iterativen „attenuation-weighted ordered- subsets expectation maximization“ (AW-OSEM)-Algorithmus rekonstruiert. Zuvor wurden die 3D-Emissionssinogramme mit dem Fourier-Rebinning-Algorithmus in 2D-Sinogram- me umsortiert, aus denen dann mit dem iterativen AW-OSEM-Algorithmus (4 Iterationen, 16 Subsets) die Emissionsbilder rekonstruiert wurden. Bei der Bildrekonstruktion der Emissionsbilder wurde ein 3D-Gauß-Filter mit einer vollen Halbwertsbreite von 5 mm an­gewandt. Die Rekonstruktion der Emissionsbilder erfolgte mit den Standardkorrekturen des Herstellers: Schwächungs- ( Ge/ Ga- bzw. CT-basiertes Verfahren), Streustrahlungs­und Totzeitkorrektur. Die Transmissionsbilder wurden mit der FBP („filtered backpro- jection“) und einem 3D-Gauß-Filter (Halbwertsbreite 5 mm) rekonstruiert. Danach erfolgte die Segmentierung der gemessenen Transmissionsbilder in die verschiedenen Gewebe­arten. Das resultierende segmentierte Transmissionsbild diente zur indirekten Koregi- strierung der Emissionsdatensätze vom PET-Einzelgerät und der CT-Datensätze vom PET/CT (s. Abschn. 3.3.4 und Abschn. 3.4.3).

Die rekonstruierten transversalen PET-Bilder, Emissions- und Transmissionsbilder, hatten eine Matrixgröße von 256 x 256 Bildelementen und eine Schichtdicke von 2,43 mm (Voxelgröße 1,72 x 1,72 x 2,43 mm3 ). Die transaxiale124 I-PET-Auflösung (FWHM-Auflö- sung) der benutzen PET-Systeme betrug ~8 mm31.

3.2.3.2 CT-Bildrekonstruktion

Im Unterschied zu den PET-Bildern waren die CT-Rekonstruktionsparameter für die bei­den Akquisitionsprotokolle verschieden. Die CT-Bilder mit 2 mm Schichtdicke (Akqui­sitionsprotokoll mit hoher statistischer Güte) hatten eine Matrixgröße von 512 x 512 Bild­elementen, eine Voxelgröße von 1,0 x 1,0 x 1,0 mm3 und einen Rekonstruktionsabstand von 1,0 mm. Die geschätzte FWHM im Zentrum war 1,0 x 1,0 x 2,0 mm3 in der x-, y-, und z-Richtung30. Die CT-Bilder mit 5 mm Schichtdicke (klinisches Akquisitionsprotokoll) hatten eine Matrixgröße von 512 x 512 Bildelementen, einen Rekonstruktionsabstand von 2,4 mm und eine Voxelgröße von 1,0 x 1,0 x 2,4 mm3. Die FWHM im Zentrum betrug 1,0 x 1,0 x 5,0 mm3 30. Der Standard-Rekonstuktionskern B40s (medium) wurde für alle CT-Rekonstruktionen angewandt.

3.2.4 PET-Kreuzkalibrierung

Die Kreuzkalibrierungsmessung diente zur Ermittlung des Kreuzkalibrierungsfaktors und ist für eine genaue PET-Quantifizierung essentiell. Der Faktor beschreibt den Zusammen­hang zwischen registrierter Zählrate pro Volumeneinheit und der tatsächlichen Aktivitäts­konzentration und wird mit dem Standard-Radionuklid18 F ermittelt. Zur Abschätzung seines Fehlers, der zur Abschätzung des Gesamtfehlers für die Bestimmung der RC-Werte benutzt wird (s. Abschn. 4.1.2), wurden insgesamt zehn Kreuzkalibrierungsmessungen in einen Zeitraum von zwei Jahren am PET-Einzelgerät repräsentativ durchgeführt.

Zur Kreuzkalibrierung wird ein Zylinderphantom (Volumeninhalt 6265 mL, Durchmesser und Höhe jeweils 20 cm) benutzt. Der Hohlkörper wurde mit Wasser gefüllt. Eine Aktivi­tätsmenge von 40 MBq18 F-FDG und Spuren von nicht-radioaktiver Glukose wurde in den Hohlkörper hinzugeben. Aliquote wurden aus dem Hohlkörper entnommen und mit einem kalibriertem Gammacounter zur Bestimmung der tatsächlichen Aktivitätskonzentration gemessen. Nach der Präparation wurde das Zylinderphantom in einer vom Hersteller ange­fertigten Phantomhalterung fixiert und in die Mitte des Gesichtsfeldes positioniert. Die Emissions- und Transmissionsdauer betrug jeweils 1 h. Dabei erfolgte die „kalte“ Trans­missionsmessung am nächsten Tag (nach Zerfall der18 F-Aktivität). Damit konnte die Emissions- und Transmissionsdaten nacheinander, ohne dass das Kalibrierungsphantom bewegt wurde, akquiriert werden. Die Emissions- und Transmissionsbilder wurden mit der FBP und einem 10-mm Hannfilter rekonstruiert. Das gemessene Schwächungsbild nach Segmentierung wurde für die Schwächungskorrektur herangezogen. Die rekonstruierten transversalen Emissions- und Transmissionsbilder hatten eine Matrixgröße von 128 x 128 Bildelementen und eine Schichtdicke von 2,43 mm (Voxelgröße 2,57 x 2,57 x 2,43 mm3 ). Die Auswertung der Emissionsbilder erfolgte mit der ROI-Technik. Zur Vermeidung von Randeffekten wurden nur Schichten berücksichtigt, die ± 6,5 cm vom Zentrum entfernt waren (53 von insgesamt 63 Schichten), und zirkuläre ROIs mit einem Durchmesser von 17 cm wurden zentral in jeder Transversalschicht eingezeichnet31. Die abgebildete Aktivitätskonzentration war der Mittelwert aller Voxelwerte.

Die prozentuale Abweichung zwischen abgebildeter und tatsächlicher Aktivitätskonzen­tration wurde ermittelt. Die mittlere relative Abweichung, AC / C, der abgebildeten von der tatsächlichen Aktivitätskonzentration betrug 0,5 %; die Standardabweichung (Spannweite in Klammeren) war ± 2,7 % (-3,6 bis 4,0 %).

3.3 Physikalisch-experimenteller Teil

3.3.1 Aktivimeterkalibrierung und Einfluss der Probengefäße

Zur Messung von Aktivitätsmengen > 15 MBq wurde das CRC-15R Aktivimeter (Capintec Inc.; Ramsey, NJ, USA) benutzt. Sehr kleine Aktivitätsmengen wurden mit einem dazu kreuzkalibrierten 1480 Wizard Gammacounter (Perkin-Elmer; Wellesley, MA, USA) ge­messen.^

Das CRC-15R Aktivimeter wurde in Zusammenarbeit mit der PTB in Braunschweig für I kalibriert. Dazu wurde eine 200-pL Lösung von ~220 MBq I in einer von der PTB bereitgestellten Glasampulle vom Typ P6 (Amersham International; Buckinghamshire, Großbritannien) überführt und mit geeigneter Trägerlösung (0,02 M NaOH mit Spuren von nicht-radioaktivem Jod in Form von NaI) auf genau 2 mL Gesamtvolumen ergänzt. Die Glasampulle wurde verschlossen, auf dem Boden des Probenhalters mittig positioniert und in die Messkammer gebracht. Der Einfluss der relativen Position der Probe innerhalb der Messkammer (Höhenabhängigkeit) wurde durch Variation der Probenhöhe berücksichtigt. Der Maximalwert der Aktivität und die dazugehörige Uhrzeit wurden notiert. Sechs Messungen wurden nacheinander durchgeführt. Der Mittelwert (MW) und die Standard­abweichung (SD) nach Zerfallskorrektur wurden berechnet. Der Untergrund wurde bei der Auswertung berücksichtigt. Dieselbe Lösung wurde zur PTB nach Braunschweig trans­portiert. Die Referenzmessung erfolgte ~3 Tage später. Als Referenzzeitpunkt wurde der Bezugszeitpunkt der PTB-Messung herangezogen. Die mittlere Abweichung und der Korrekturfaktor wurden durch Vergleich mit der PTB-Referenzaktivität bestimmt.

Im Rahmen dieser Arbeit wird im Folgenden die mit dem Aktivimeter bestimmte als präparierte (oder angezeigte), die nach PTB-Korrektur als tatsächliche und die aus dem PET-Bild gewonnene als abgebildete Aktivität oder Aktivitätskonzentration bezeichnet.

Die Glasampulle diente zur standardisierten Messung der Aktivität zwecks Kalibrierung. Die dem Patienten applizierte Aktivität war in einer handelsüblichen Kapsel abgefüllt. Der Einfluss der Probengefäße und des Materials auf die Aktivitätsmessung wurde untersucht.

[Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten] Kalibrierungsfaktoren bezogen auf die präparierte Aktivität am CRC-15R Aktivimeter waren 4,77 Bq cps1 (Ausbeute 21,0 %) für124 I (Energiefenster 450 bis 850 keV) und 1,42 Bq cps“1 (Ausbeute 70,4 %) für18 F (Energiefenster 20 bis 1800 keV). Die Messungen erfolgten im 2-mL-Eppendorfgefäß, das genau 1 mL Pro­benlösung enthielt (s. Tab. 2).

Tabelle 2. Material und Geometrie der benutzen Probengefäße zur I Aktivitätsmessung.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

a Gefäße hatten zylindrische Formen. Wanddicken betrugen im Mittel 1,2 mm für die Glas- oder Plastikgefäße und 0,1 mm für die Gelatinekapsel. b Amersham International; Buckinghamshire, Großbritannien. c Cis bio GmbH; Berlin, Deutschland. d Eppendorf AG; Hamburg, Deutschland. e Konische Form. f Maximaler Durchmesser. g Kapsel aus Hartgelatine (Capsogel; Bornem, Bel­gien) enthielten Pulver aus Na2HPO4 (Merck KGaA; Darmstadt, Deutschland)

Die Aktivitätsmessungen der Kapsel erfolgten in verschiedenen Probengefaßen. Das Mate­rial und die Geometrie der Probengefäße sind in Tabelle 2 angegeben. Aktivitätsmengen von ~30 MBq124 I und auch zum Vergleich 40 MBq18 F wurden jeweils in die Kapsel, die auch für die Patientenapplikation benutzt wurde, gefüllt. Nach der Aktivitätsmessung wurde die Kapsel in die Glasampulle vom Typ P6 überführt und vollständig aufgelöst. Die benutzte Trägerlösungsmenge war 2 mL. Der Messzeitpunkt und die Aktivität der auf­gelösten Kapsel in der Glasampulle wurden als Bezugsgrößen herangezogen. Der Maxi­malwert der Aktivität von drei Messungen, die Untergrundaktivität und die dazugehörige Uhrzeit wurden notiert. Der MW ± SD nach Zerfallskorrektur und die prozentualen Ab­weichung von der Standardaktivität (aufgelöste Kapsel in der Glasampulle) wurden be­rechnet.

3.3.2 Zylinder- und Kopf-Hals-Phantom, ihre Akquisition, Signal und Untergrund

3.3.2.1 Zylinderphantom mit Testobjekten und seine Präparation

Zylinderphantom mit Testobjekten. Abbildung 4 zeigt das Zylinderphantom und die be­nutzen Testobjekte. Ein Zylinderphantom mit einem Innendurchmesser (Außendurchmes­ser) von 19,5 (20,0) cm und einer inneren (äußeren) Höhe von 19 (20) cm aus Plexiglas wurde eingesetzt. Im Zylinder wurden wiederbefüllbare Kugeln oder Rotationsellipsoide aus Glas positioniert. Die äußere Form des Phantoms simulierte den Schädel des Patienten und die größeren Testobjekte die Speicheldrüsen.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 4. Zylinderphantom (links) mit sphärischen (mittig) und ellipsoidförmigen Testob­jekten (rechts) - Die Testobjekte wurden auf dem Deckel des Zylinderphantoms verschraubt. Die geometrischen Parameter und Innenvolumina sind in Tabelle 3 angegeben.

In Tabelle 3 sind die äußeren geometrischen Parameter der Testobjekte wie äußerer Durch­messer (d), Halbachsen (a — b < c) und die Innenvolumina (V) angegeben. Das gemessene Verhältnis der langen (c) zur kurzen Halbachse (a - b) variierte von 1,48 bis 1,62 (Mittel­wert 1,55) und stimmte gut mit den beobachteten Seitenverhältnissen der Speicheldrüsen überein (s. Abschn. 4.2.2). Die Mittelpunkte der Testobjekte waren auf einem Kreis mit einem Radius von 60 mm angeordnet. Die Rotationsellipsoide waren mit ihren langen Halbachsen c im Phantom parallel zur Zylinderachse angeordnet (s. Abb. 4).

Allgemeine Bemerkung zur Präparation. Sowohl die Testobjekte als auch der Hohlkörper des Zylinders enthielten eine Lösung von radioaktivem I. Die I-Lösung für die Test­objekte wurden aus einer124 I-Stammlösung entnommen. Die Aktivitätskonzentrationen der Testobjekte waren daher identisch, wohingegen die Gesamtaktivität der Testobjekte vom

Tabelle 3. Charakteristika der benutzten Kugeln mit Durchmesser d und Rota­tionsellipsoide (a - b < c) mit den (vollen) Halbachsen a und c sowie die dazuge­hörigen Innenvolumina V. a )

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

a Die äußeren geometrischen Parameter (d oder a, b, c) wurden mit digitalem Mes­sschieber jeweils zehnmal gemessen. Mittelwerte sind angegeben. Standard­abweichung betrug ± 0,1 mm für die Kugel und für die kurze Halbachse (a, b) und ± 0,3 mm für die lange Halbachse (c). b Glaskugeln wurden bis auf die 13-mm Ku­gel kommerziell erworben (Hersteller unbekannt). Die gemessene mittlere Glasdicke war 0,7 ± 0,2 mm für die Kugeln. c Die Rotationsellipsoide und die 13­mm Kugel wurden in der Glasbläserei der Universität Duisburg-Essen hergestellt. Die gemessene mittlere Glasdicke war 0,7 ± 0,1 mm. Die gemessenen Verhält­nisse der langen (c) zur kurzen Halbachse (a - b) variierten von 1,48 bis 1,62 (Mittelwert 1,55). d Innenvolumina wurden durch Wägung der Kugeln mit und ohne Flüssigkeit (CCk) ermittelt (Genauigkeit der Wägung ± 0,005 g).

Volumen abhing. Die124 I-Aktivität für den Hohlkörper wurde am Aktivimeter direkt be­stimmt und in den mit Wasser gefüllten Hohlkörper gegeben. Die124 I-Stammlösung und das Wasser im Hohlkörper enthielten Spuren von nicht-radioaktivem Jod in Form von NaI.

Präparation zur Simulation von klinischen Bedingungen. Die Wahl der Aktivitätskonzen­tration für die Testobjekte und für den Hohlkörper beruhte auf Aktivitätskonzentrationen, die in Patienten beobachtet wurden. Wie im Abschnitt 4.2.3 berichtet wird, waren die in Patienten abgebildeten Aktivitätskonzentrationen der Speicheldrüsen am ersten Beobach­tungstag (0,5 bis 24 h) nach Applikation von 25 MBq124 I etwa 3,2 ± 2,5 kBq mL-1 und die mittlere Untergrundaktivitätskonzentration 0,11 ± 0,05 kBq mL-1. Das abgebildete Signal- zu-Untergrund-Verhältnis (S/U-Verhältnis) war 18 ± 12. Zur Definition von Signal und Untergrund wird auf Abschnitt 3.3.2.5 verwiesen. Ähnliche abgebildete Aktivitätskonzen­trationen und S/U-Verhältnisse wurden auch für die Phantommessungen benutzt.

Präparation zur Simulation von verschiedenen S/U-Verhältnissen. Die Messung wurde re­präsentativ nur für das Zylinderphantom mit Kugeln durchgeführt. Die124 I-Anfangskon- zentration der Kugeln war 4,31 kBq mL-1. Bei der ersten PET-Messung enthielt der Hohl­raum keine Radioaktivität; das S/U-Verhältnis war daher unendlich. Danach wurden ge­eigneten Aktivitätsmengen in den mit Wasser gefüllten Hohlkörper gegeben. Zur Bestim­mung der präparierten S/U-Verhältnisse wurden jeweils 1000 pL Aliquote aus der Stam­mlösung der Kugel und aus der Lösung des Hohlkörpers nach jeder Einzelmessung ent­nommen und die Zählraten mit dem 1480 Wizard Gammacounter ermittelt.

3.3.2.2 Kopf-Hals-Phantom mit physikalischen Markern und seine Präparation

Kopf-Hals-Phantom. In Abbildung 5 ist das für diese Arbeit entwickelte Kopf-Hals-Phan­tom abgebildet. Zur äußeren Gestaltung wurde ein hohler Dekokopf aus Plastik (E&E Col­lection; Dreieich, Deutschland) verwendet. Die Kopflänge war 18 cm, die Halslänge 8 cm, der Kopfumfang 55 cm und der Halsumfang 31 cm. Damit der Hohlkörper des Phantoms mit Wasser gefüllt werden konnte, wurde am Boden des Dekokopfes eine Grundplatte aus Plastik mit zwei verschraubbaren Verschlüssen zum Befüllen montiert. Zur Nachbildung der Kiefer- (Sinus maxillaris), Keilbein- (Sinus sphenoidalis) und Nasenhaupthöhle (Ca- vum nasi), die im PET-Transmissionsbild der Patienten deutlich sichtbar waren, wurden hohle Objekte im Inneren des Phantoms befestigt. Basierend auf die Auswertungen von CT-Patientenbildern wurden zwei hohle Glaskugeln (Durchmesser 38 mm) in Höhe des Jochbeins zur Simulation der linken und rechten Kieferhöhle angebracht. Ein hohles Ro­tationsellipsoid aus Glas (volle Halbachsen von 30 und 60 mm) wurde auf Nasenhöhe be­festigt und diente als grobe Nachbildung der Keilbein- und Nasenhaupthöhle.

In das Innere des Kopf-Hals-Phantoms wurden physikalische Marker integriert, die so­wohl im CT als auch im PET sichtbar waren (s. Abb. 5). Die Marker bestanden aus einer Haematokrit-Glaskapillare (Länge 80 mm, Außendurchmesser 1 mm, Innendurchmesser 0,8 mm) und radioaktivem Wachs am Kapillarende (Hirschmann Laborgeräte; Eberstadt,Deutschland). Das Wachs, das für die Versiegelung der Haematokrit-Röhrchen normaler­weise verwendet wird, hatte folgende aus Messungen gewonnene Eigenschaften: spezi­fische Dichte « 1,68 g mL-1, CT-Dichte 1407 ± 100 HU, 511-keV Schwächungskoeffizient 0,131 ± 0,009 cm-1. Die Ausdehnung der zylinderförmigen Wachsmarker betrug 0,8 mm im Durchmesser und 1 mm in der Länge. Es wurden fünf Marker an den korrespon­dierenden Orten der großen Kopfspeicheldrüsen integriert: drei Marker an den Orten der Gll. submandibulares und zwei in der Nähe der Gll. parotes (s. Abb. 5).

Präparation der physikalischen Marker. Der Hohlraum des Phantoms wurde mit Wasser gefüllt und enthielt keine Radioaktivität. Die Wachsmarker wurden dagegen radioaktiv markiert. Dabei wurde das Wachs (0,5 g) durch Erhitzen in ein kleines zylindrisches Glas­gefäß (25 mm Höhe und 10 mm Durchmesser) verflüssigt und eine Aktivitätsmenge von 60 MBq124 I (30 μL einer 0,02 M wässrigen NaOH-Lösung) wurde hinzugegeben. Die wässrige Lösung und das verflüssigte Wachs wurden durch Rühren gut durchmischt. Nach dem Abkühlen wurde das Wachs aus dem Gefäß entnommen und am Endes des Haemato- krit-Röhrchens durch Eindrücken überführt (s. Abb. 5). Die Marker hatten eine124 I-Aktivi- tät von jeweils ~200 kBq.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 5. Kopf-Hals-Phantom in der Vorderansicht (links) und Seitenansicht (mittig) sowie einer der fünf integrierten physikalischen Marker (rechts). - Die Marker hatten eine124 I-Aktivität von jeweils ~200 kBq.

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Details

Seiten
99
Jahr
2010
ISBN (eBook)
9783640588466
ISBN (Buch)
9783640588633
Dateigröße
4.9 MB
Sprache
Deutsch
Katalognummer
v148580
Institution / Hochschule
Universität Duisburg-Essen – Klinik für Nuklearmedizin
Note
2
Schlagworte
PET Jod-124 I-124 Schilddrüsenkarzinom Dosimetrie Radiojodtherapie Tracer

Autor

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Titel: Prätherapeutische I-124 PET(/CT)-Speicheldrüsendosimetrie bei der Radiojodtherapie differenzierter Schilddrüsenkarzinome