Quantitative Bildgebung für die Dosimetrie mit SPECT/CT

Tran-Gia, Johannes; Laßmann, Michael; Kuwert, Torsten; Ritt, Philipp

doi:10.1055/s-0043-121899

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“…3 – Punktabbildungsfunktion 18 ) beschrieben werden kann. Bei den üblichen Energiefensterbreiten eines klinischen SPECT-Protokolls können, in Abhängigkeit von der Energieauflösung des Detektors, gestreute Photonen mit einer Winkelabweichung von bis 80° detektiert werden 18 . Ein System mit einer höheren Energieauflösung (hier z.…”

Section: Die Single-photonen-emissions-computertomografie (Spect)unclassified

“…Im Falle von 18 F-FDG ([ 18 F]Fluordesoxyglukose) beschreiben k 1 und k 2 den Vorwärts-und Rückwärtstransport von 18 F-FDG über die Zellmembran aus dem Blutplasma in das Gewebe, wo es durch das Enzym Hexokinase zu 18 F-FDG-6-Phosphat phosphoryliert wird (k 3 : Phosphorylierungsrate). Da die Dephosphorylierung von 18 F-FDG-6-Phosphat in den meisten Tumoren vernachlässigbar gering ist, wird 18 F-FDG-6-Phosphat über den Zeitraum der dynamischen PET-Messung von typischerweise 60 min bis 90 min nach Injektion irreversibel getrappt und die Dephosphorylierungsrate k 4 kann vernachlässigt werden. Die akkumulierte Menge an 18 F-FDG-6-Phosphat innerhalb der VOI ist proportional zur Glykolyserate innerhalb dieses Volumens, welche über den Parameter k i bzw.…”

Section: Quantifizierung Dynamischer Pet-aufnahmen/ Kinetische Modell...unclassified

“…Da die Dephosphorylierung von 18 F-FDG-6-Phosphat in den meisten Tumoren vernachlässigbar gering ist, wird 18 F-FDG-6-Phosphat über den Zeitraum der dynamischen PET-Messung von typischerweise 60 min bis 90 min nach Injektion irreversibel getrappt und die Dephosphorylierungsrate k 4 kann vernachlässigt werden. Die akkumulierte Menge an 18 F-FDG-6-Phosphat innerhalb der VOI ist proportional zur Glykolyserate innerhalb dieses Volumens, welche über den Parameter k i bzw. k m spezifiziert wird.…”

Section: Quantifizierung Dynamischer Pet-aufnahmen/ Kinetische Modell...unclassified

“…k m spezifiziert wird. Der Zusammenhang zwischen den Transportkonstanten k 1 , k 2 , k 3 und der resultierenden 18 F-FDG-Glykolyserate k i kann mathematisch beschrieben werden (▶ Abb. 2).…”

Section: Quantifizierung Dynamischer Pet-aufnahmen/ Kinetische Modell...unclassified

“…Patlak et al stellten 1983 einen grafischen Ansatz für die Quantifizierung der 18 F-FDG-Aufnahmerate vor [4]. Hierbei wird davon ausgegangen, dass der Tracer über eine einzige Inputfunktion bereitgestellt wird, bei 18…”

Section: Quantifizierung Dynamischer Pet-aufnahmen/ Kinetische Modell...unclassified

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Bildgebung, Kinetik, Quantifizierung

Braune

Großer

2023

Angewandte Nuklearmedizin

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ZusammenfassungNuklearmedizinische tomografische Verfahren wie die Positronen-Emissions-Tomografie (PET) und Single-Photonen-Emissions-Computertomografie (SPECT) werden in einem quantitativen Setting genutzt (z. B. die PET) bzw. sind, wie im Fall der SPECT, aufgrund der Erfordernisse nuklearmedizinischer Therapien an eine bildbasierte Dosimetrie, als quantitative bildgebende Modalität zu etablieren. Für die quantitative Analyse der bereitgestellten Bilddaten existieren unterschiedliche Konzepte. Ausgehend von der Quantifizierung dynamischer Aufnahmen mittels der Zeitaktivitätskurve wird für die kinetische Modellierung die Patlak-Methode vorgestellt. Verschiedene Methoden zur Auswertung statischer PET-Messungen, wie der Standardized Uptake Value (SUV) und das Standardized Uptake Ratio (SUR), werden diskutiert. Für die SPECT werden exemplarisch verschiedene methodische Entwicklungen auf dem Weg zur quantitativen Modalität adressiert.

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Section: Die Single-photonen-emissions-computertomografie (Spect)unclassified

Section: Quantifizierung Dynamischer Pet-aufnahmen/ Kinetische Modell...unclassified

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Bildgebung, Kinetik, Quantifizierung

Braune

Großer

2023

Angewandte Nuklearmedizin

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The effect of attenuation map, scatter energy window width, and volume of interest on the calibration factor calculation in quantitative 177Lu SPECT imaging: Simulation and phantom study

Ghodoosi

D’Alessandria

et al. 2018

Physica Medica

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A comparison of methods for adapting 177Lu dose-voxel-kernels to tissue inhomogeneities

et al. 2019

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In radionuclide therapies, dosimetry is used for determining patient-individual dose burden. Standard approaches provide whole organ doses only. For assessing dose heterogeneity inside organs, voxel-wise dosimetry based on 3D SPECT/CT imaging could be applied. Often, this is achieved by convolving voxel-wise time-activity-curves with appropriate dose-voxel-kernels (DVK). The DVKs are meant to model dose deposition, and can be more accurate if modelled for the specific tissue type under consideration. In literature, DVKs are often not adapted to these inhomogeneities, or simple approximation schemes are applied. For 26 patients, which had previously undergone a -PSMA or -DOTATOC therapy, decay maps, mass-density maps as well as tissue-type maps were derived from SPECT/CT acquisitions. These were used for a voxel-based dosimetry based on convolution with DVKs (each of size ) obtained by four different DVK methods proposed in literature. The simplest only considers a spatially constant soft-tissue DVK (herein named ‘constant’), while others either take into account only the local density of the center voxel of the DVK (herein named ‘center-voxel’) or scale each voxel linearly according to the proper mass density deduced from the CT image (herein named ‘density’) or considered both the local mass density as well as the direct path between the center voxel and any voxel in its surrounding (herein named ‘percentage’). Deviations between resulting dose values and those from full Monte-Carlo simulations (MC simulations) were compared for selected organs and tissue-types. For each DVK method, inter-patient variability was considerable showing both under- and over-estimation of energy dose compared to the MC result for all tissue densities higher than soft tissue. In kidneys and spleen, ‘constant’ and ‘density’-scaled DVKs achieved estimated doses with smallest deviations to the full MC gold standard (∼ underestimation). For low and high density tissue types such as lung and adipose or bone tissue, alternative DVK methods like ‘center-voxel’- and ‘percentage’- scaled achieved superior results, respectively. Concerning computational load, dose estimation with the DVK method ‘constant’ needs about 1.1 s per patient, center-voxel scaling amounts to 1.2 s, density scaling needs 1.4 s while percentage scaling consumes 860.3 s per patient. In this study encompassing a large patient cohort and four different DVK estimation methods, no single DVK-adaption method was consistently better than any other in case of soft tissue kernels. Hence in such cases the simplest DVK method, labeled ‘constant’, suffices. In case of tumors, often located in tissues of low (lung) or high (bone) density, more sophisticated DVK methods excel. The high inter-patient variability indicates that for evaluating new algorithms, a sufficiently large patient cohort needs to be involved.

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Quantitative Bildgebung für die Dosimetrie mit SPECT/CT

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Bildgebung, Kinetik, Quantifizierung

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The effect of attenuation map, scatter energy window width, and volume of interest on the calibration factor calculation in quantitative 177Lu SPECT imaging: Simulation and phantom study

A comparison of methods for adapting 177Lu dose-voxel-kernels to tissue inhomogeneities

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