Ergebnisse der Simulationen

Der wichtigste Parameter für die Quantifizierung von SPECT–Studien ist der Kontrast.

Basierend auf der akkuraten Darstellung des Kontrasts werden die Impulsraten ein-zelner Segmente in ihrem korrekten Verhältnis zueinander repräsentiert und können prozentual (bezogen auf das Segment mit dem maximalen Uptake) z.B. aus dem Polar-diagramm entnommen werden.

Kontrast und Einfluß der Eliminationskinetik. Die Simulation unterschiedlich schneller Eliminationshalbwertszeiten in normalem und geschädigtem Myokard führt mit zunehmendem zeitlichen Abstand von der Injektion zu einer Angleichung der Ak-tivitätskonzentrationen. Mit zunehmender Akquisitionsdauer sollte demnach der Kon-trast zwischen Defekt und normalem Myokard abnehmen. Die Simulationsergebnisse zeigten einen mit der Akquisitionsdauer abnehmenden Kontrast jedoch nur in lateralen Defekten. In septalen und apikalen Defekten blieb der Kontrast unabhängig von der Akquisitionsdauer weitgehend konstant. Folglich war die Eliminationskinetik nicht der einzige Parameter, der Akquisitionsdauer–abhängige Änderungen des Kontrasts bestimmte. Zusätzliche Einflußgrößen waren die Rotationsrichtung des Kamerakopfes und die Position des Aktivitätsdefekts.

Wird die SPECT–Rotation — wie in den hier durchgeführten Simulationen — in RAO–

Position gestartet, “sieht” die Kamera zu frühen Akquisitionszeitpunkten primär das Septum und zu späteren primär die Lateralwand. Vom Kamerakopf weiter entfernt liegende Wandabschnitte determinieren das Projektionsbild aufgrund der Photonenab-schwächung weniger als diese kameranah gelegenen Strukturen. Wird z.B. ein septaler Defekt simuliert, registriert die Kamera in den ersten Aufnahmen relativ wenige Im-pulse. Da zu späteren Akquisitionszeitpunkten, wenn die Kamera über Apex und La-teralwand steht, die dortigen Impulsraten aufgrund der Tracerkinetik zwischenzeitlich abgefallen sind, wird ein falsch niedriger Kontrast zwischen septalem Defekt und dem übrigen normalen Myokard berechnet. Dieser Effekt ist bei längerer Akquisitionsdauer ausgeprägter, läuft der Angleichung der Impulsraten durch die unterschiedliche Tracer-kinetik zuwider und resultierte in den hier durchgeführten Simulationsrechnungen in einem unabhängig von der Akquisitionsdauer gleichbleibendem Kontrast septaler (und auch apikaler) Defekte. Für die klinische Anwendung stellt die Variation des Kon-trasts mit der Akquisitionsdauer somit nur für die — ohnehin relativ seltenen — late-ralen Defekte ein Problem dar (bei den gewählten Akquisitionsparametern). Bei einer Akquisitionsdauer unter 5 min wurde der Kontrast aber auch hier ausreichend genau

10. DYNAMISCHE SPECT: COMPUTERSIMULATIONEN 113 bestimmt.

Apikale Defekte wurden am deutlichsten unterschätzt. Zusätzlich zu den genannten Faktoren ist hier von Bedeutung, daß im Ausgangsframe die Apex der Thoraxwand am nächsten lag und ihre Darstellung in der rekonstruierten SPECT–Schicht am wenigsten durch Photonenabschwächung beeinträchtigt wurde. Bei Simulation eines apikalen Defekts wurden die apikalen Impulsraten demzufolge verhältnismäßig wenig, septale und laterale Impulsraten vergleichsweise stärker abgeschwächt. Das Resultat war eine Verminderung des Kontrasts zwischen apikalem Defekt und umgebendem (normalem) Myokard.

In den Simulationsrechungen war der Kontrast weitgehend unabhängig von der Im-pulsrate. Dieses Ergebnis ist für die Anwendung dynamischer SPECT–Studien mit kurzen Akquisitionszeiten und entsprechend niedriger Impulsrate von besonderem In-teresse. Die geringfügigen Unterschiede des Kontrasts zwischen den Simulationen mit unterschiedlichen Impulsraten sind in der klinischen Anwendung nicht relevant.

Die Berechnung des Kontrasts hängt auch von der Größe der verwendeten ROIs ab: je kleiner die ROI, desto geringer die Zahl der Impulse und desto größer die statistische Unsicherheit. Für die gewählte ROI–Größe war die Reduktion der Impulszahl in den Simulationen noch nicht kritisch für die Kontrastberechnung.

Signal–Rausch–Verhältnis. Im Gegensatz zum Kontrast zeigte das Signal–Rausch–

Verhältnis eine deutliche Abhängigkeit von der akquirierten Gesamtimpulszahl. Die Abnahme des Signal–Rausch–Verhältnisses war bei Betrachtung der rekonstruierten SPECT–Schnittbilder leicht erkennbar (“verrauschte” Bilder), blieb aber mit den ge-wählten ROIs ohne nennenswerten Einfluß auf die Kontrastberechnung. Bei Patien-tenstudien mit einer applizierten Aktivität von 300 MBq ¹²³I–IPPA und einer Akqui-sitionsdauer von 120 sec/180^Æ entsprach die real registrierte in etwa der niedrigsten simulierten Impulsrate. Bei der klinischen Anwendung der dynamischen SPECT kann das Signal–Rausch–Verhältnis auf Kosten der zeitlichen Auflösung durch Addition von Datensätzen aufeinanderfolgender SPECT–Rotationen angehoben werden.

10.4.2 Limitationen

Limitationen betreffen einerseits den Algorithmus “xsino4” und die Implementierung der Punktabbildungsfunktion, andererseits die Wahl der Eingangsparameter für die

Si-mulationsrechnungen.

Das verwendete Simulationsprogramm erlaubte lediglich die Rekonstruktion einer ein-zelnen transaxialen Schicht. Die Berechnung eines “echten” dreidimensionalen Daten-satzes erfolgte nicht und der Einfluß der Aktivitätsspeicherung in angrenzenden trans-axialen Schichten auf die registrierte Impulsratenverteilung wurde vernachlässigt.

Für die Simulation der Punktabbildungsfunktion mußten die Effekte von Photonenab-sorption und Streuung abgeschätzt werden. Die für die realitätsnahe Implementierung erforderlichen Phantomuntersuchungen erfolgten mit Plexiglas. Plexiglas weist eine höhere Dichte auf als Wasser und wird auch in der Strahlentherapie für Simulations-zwecke genutzt. Die aufgrund dieser Experimente bestimmten Werte für den Absorp-tionskoeffizienten und die Streuung können allerdings die Verhältnisse im Körper von Patienten — insbesondere die Situation im Thorax mit unterschiedlichen Gewebstypen (u.a. Lunge, Muskulatur, Knochen) — nur ungenügend nachbilden.

Die Werte für die Halbwertszeit der beiden myokardialen¹²³ I–IPPA–Eliminationskom-ponenten stammten aus Experimenten von Dudczak [76]. Die einfache Übertragung dieser Werte auf andere Patientenkollektive ist möglicherweise nicht gerechtfertigt.

Limitationen ergeben sich dadurch aber nur, wenn erhebliche Differenzen zu den von Dudczak publizierten Werten auftreten.

In den Simulationsrechnungen fiel die myokardiale¹²³I–IPPA–Aktivität biexponentiell ab. Die Aktivitätsverteilung im übrigen — nicht–kardialen — Gewebe war konstant.

Die fehlende Simulation der ¹²³I–IPPA–Kinetik in nicht–kardialem Gewebe (insbeson-dere der Leber) stellte eine Vereinfachung dar. Konsequenzen für die Interpretation der Simulationsergebnisse ergäben sich daraus nur, wenn nicht–kardiales Gewebe eine schnelle Kinetik im Vergleich zur myokardialen ¹²³I–IPPA–Elimination und zur Ak-quisitionsdauer aufwiese.

Die Simulation einer Akquisitionsdauer von 60 min ist realitätsfern und erfolgte nur, um die Effekte einer zunehmenden Akquisitionsdauer klar abschätzen zu können.