Physics_Medical_Imaging_3.pdf

# Nucleaire geneeskunde beeldvorming en radionucliden Nucleaire geneeskunde beeldvorming en radionucliden is een medisch specialisme dat gebruikmaakt van radioactieve isotopen (radionucliden) om functionele beelden te maken van het menselijk lichaam voor diagnostische en therapeutische doeleinden [1](#page=1) [2](#page=2). ## 1. Nucleaire geneeskunde beeldvorming en radionucliden ### 1.1 Principes van nucleaire beeldvorming Nucleaire geneeskunde beeldvorming onderscheidt zich van anatomische beeldvorming zoals CT, omdat het zich richt op de functionele activiteit binnen het lichaam. Het principe is dat een radioactieve stof, toegediend aan de patiënt, zich verspreidt volgens specifieke biologische processen. De patiënt wordt hierbij zelf de stralingsbron, en de uitgezonden straling wordt extern gemeten [1](#page=1) [2](#page=2). #### 1.1.1 Activiteitsdistributie en diagnostiek De distributie van de radioactieve stof in het lichaam hangt sterk af van de gebruikte stof. Jodium wordt bijvoorbeeld selectief opgenomen door de schildklier. Door de hoeveelheid radioactiviteit in de schildklier te meten en te vergelijken met verwachte waarden, kunnen aandoeningen zoals een hyperactieve of niet-functionerende schildklier worden vastgesteld. Tumoren kunnen ook worden gedetecteerd door hun verhoogde opname van bepaalde radioactieve stoffen in vergelijking met omliggend gezond weefsel [2](#page=2). #### 1.1.2 Beperkingen van anatomische detail Hoewel nucleaire geneeskunde krachtig is voor functionele analyse, is het anatomische detail dat ermee verkregen wordt over het algemeen minder gedetailleerd dan bij modaliteiten zoals CT [2](#page=2). ### 1.2 Radionucliden en hun vervalmodes Radioactiviteit komt voor in verschillende vormen, voornamelijk alfa-, bèta- en gammaverval [2](#page=2). #### 1.2.1 Alfa-verval Alfa-straling bestaat uit zware deeltjes (heliumkernen) die op korte afstand (ongeveer 50 micrometer) al hun energie afgeven. Deze hoge energiedichtheid kan aanzienlijke schade aanrichten, met name aan DNA-moleculen. Gecontroleerd kan alfa-straling therapeutisch worden ingezet voor lokale tumorbehandeling, zoals met Radium-223 bij prostaatcarcinoommetastasen in het bot, wat de levenskwaliteit kan verbeteren. Extern detecteren van alfa-straling is echter niet mogelijk vanwege het zeer beperkte bereik [2](#page=2) [3](#page=3). #### 1.2.2 Bèta-verval Bèta-verval omvat het uitzenden van elektronen (bèta-min verval) of positronen (bèta-plus verval) [2](#page=2) [4](#page=4). ##### 1.2.2.1 Bèta-min verval Bèta-min deeltjes (elektronen) hebben een groter bereik in weefsel, variërend van millimeters tot centimeters, afhankelijk van de isotoop [3](#page=3). * **Therapeutische toepassing:** Yttrium-90 wordt gebruikt in bolletjes die, via interventionele radiologie, in de bloedvaten van levertumoren worden gebracht. Deze bolletjes accumuleren in de tumor en bieden lokale behandeling [3](#page=3). * **Historisch en diagnostisch/therapeutisch:** Jodium-131 was een van de eerste radionucliden die voor therapie werd gebruikt. Het wordt oraal ingenomen en opgenomen door de schildklier, waar het lokaal bestraalt. Het wordt ook gebruikt om resterend schildklierweefsel na operatie te behandelen [3](#page=3). Bèta-straling kan ook remstraling produceren wanneer de elektronen worden afgebogen in het omringende materiaal, wat extern detecteerbaar is [5](#page=5). ##### 1.2.2.2 Bèta-plus verval Bij bèta-plus verval wordt een positron uitgezonden. Een positron is een elektron met een positieve lading. Wanneer een positron aan het einde van zijn traject tot rust komt, annihileert het met een elektron uit de omgeving. Deze annihilatie produceert twee fotonen met een specifieke energie van elk 511 kilo-elektronvolt (keV), die in tegengestelde richtingen worden uitgezonden [4](#page=4) [5](#page=5). * **PET-beeldvorming:** PET (Positron Emission Tomography) is gebaseerd op deze annihilatiestraling. Tracer zoals Fluor-18, vaak in de vorm van FDG (fluorodeoxyglucose, een radioactieve suiker), worden geïnjecteerd en opgenomen in gebieden met hoge energieconsumptie, zoals hersenen, hartspier en tumoren. Dit maakt gedetailleerde functionele beeldvorming mogelijk, essentieel voor staging van kanker en het opsporen van uitzaaiingen [4](#page=4) [5](#page=5). #### 1.2.3 Gamma-verval Gamma-verval is de emissie van fotonen (elektromagnetische golven) vanuit de atoomkern, vaak als restenergie na alfa- of bèta-verval [5](#page=5). * **Beeldvorming:** Gamma-straling kan extern worden gedetecteerd en wordt veel gebruikt in nucleaire beeldvorming. Technetium-99m (Tc-99m) is een veelgebruikte isotoop voor beeldvorming, met een energie-emissie van 140 keV, wat goed detecteerbaar is en weinig radioprotectieproblemen oplevert. Gamma-emissie is mono-energetisch, wat helpt bij de detectie van de meest waarschijnlijke energiegebieden die door een specifieke isotoop worden uitgezonden [5](#page=5) [6](#page=6). ### 1.3 Activiteit en radioactief verval Radioactiviteit wordt uitgedrukt in Becquerel (Bq), waarbij 1 Bq staat voor één disintegratie per seconde. Een Curie (Ci) is een oudere eenheid, gelijk aan 3,7 miljard Bq [7](#page=7). #### 1.3.1 Vervalwet en halfwaardetijd Radioactief verval volgt een exponentiële wet, beschreven door de vervalconstante ($\lambda$) en de halfwaardetijd ($T_{1/2}$) . De halfwaardetijd is de tijd die nodig is om de helft van de radioactiviteit te verliezen [7](#page=7). $$A(t) = A_0 e^{-\lambda t}$$ waarbij: * $A(t)$ de activiteit op tijdstip $t$ is. * $A_0$ de initiële activiteit is. * $\lambda$ de vervalconstante is. * $t$ de tijd is. De relatie tussen de vervalconstante en de halfwaardetijd is: $$\lambda = \frac{\ln{2}}{T_{1/2}}$$ #### 1.3.2 Uitdagingen met halfwaardetijd Een uitdaging in de nucleaire geneeskunde is het vinden van een balans: het radioactieve product moet voldoende activiteit hebben voor detectie, maar mag niet te lang radioactief blijven om de patiënt en de omgeving niet te belasten. Isotopen met korte halfwaardetijden, zoals Fluor-18 (ongeveer 4 uur) en Technetium-99m (6 uur), zijn daarom vaak de voorkeur. Isotopen met langere halfwaardetijden, zoals Jodium-131 (8 dagen), vereisen speciale isolatiemaatregelen voor patiënten na therapie [7](#page=7). #### 1.3.3 Productie van radionucliden Radionucliden zoals F-18 kunnen worden geproduceerd met behulp van cyclotrons, deeltjesversnellers die een target bestralen om de gewenste isotopen te genereren. Het UZ Gent beschikt over een dergelijke installatie [7](#page=7). --- # Beeldvormingstechnieken in de nucleaire geneeskunde Nucleaire geneeskunde is een functionele beeldvormingsmodaliteit die gebruikmaakt van radioactieve tracers om de distributie van activiteit in het lichaam te visualiseren, wat inzicht geeft in fysiologische en metabole processen. In tegenstelling tot modaliteiten zoals CT, die zich richten op anatomisch detail, biedt nucleaire geneeskunde voornamelijk functionele informatie [8](#page=8). ### 2.1 De rol van tracers #### 2.1.1 Tracerontwikkeling en -bereiding Het succes van functionele beeldvorming in de nucleaire geneeskunde hangt af van het gebruik van specifieke tracers. Dit zijn chemische structuren die worden opgenomen in normale fysiologische en metabole processen en vervolgens worden gelabeld met radioactieve elementen zonder hun chemische eigenschappen te veranderen. Deze tracers kunnen bijvoorbeeld gericht zijn op hersenactiviteit, nierfunctie, botmetabolisme of de detectie van infecties en tumoren [9](#page=9). Het creëren van deze tracers vereist een diepgaande wetenschappelijke expertise, met name op het gebied van medische stralingsfysica en radiofarmacie, om de link te leggen tussen de karakteristieke moleculen en de isotopen. Het is essentieel dat de nieuwe moleculen, waaraan het isotoop is gebonden, hetzelfde nuttige gedrag vertonen als de oorspronkelijke biologische moleculen zonder radioactiviteit. Bovendien mag de inspuiting van de tracer niet direct in het lichaam worden afgebroken, om onnodige stralingsdoses voor de patiënt te vermijden [9](#page=9). Laboratoria waar met radioactieve elementen wordt gewerkt, worden "hot labs" genoemd en vereisen speciale voorzieningen voor afscherming en monitoring van stralingsdoses voor het personeel [10](#page=10). #### 2.1.2 De technetium-99m generator Een veelgebruikte isotoop in de nucleaire geneeskunde is technetium-99m ($^{99m}$Tc). Deze wordt vaak lokaal geproduceerd vanuit molybdeen-99 ($^{99}$Mo) via een generator systeem. $^{99}$Mo, geproduceerd in speciale nucleaire reactoren, vervalt langzaam naar $^{99m}$Tc [11](#page=11). Het generator systeem berust op een evenwicht tussen het radioactieve verval van $^{99}$Mo en de opbouw van $^{99m}$Tc. Omdat het halfleven van $^{99}$Mo (67 uur) langer is dan dat van $^{99m}$Tc (6 uur), kan gedurende een bepaalde periode een evenwicht worden bereikt waarbij de productie van $^{99m}$Tc aanzienlijk is [11](#page=11). Door fysiologisch vloeistof over $^{99}$Mo te laten stromen, wordt de radioactieve $^{99m}$Tc meegesleurd en verzameld in een afgeschermde vial, vaak vacuüm getrokken. Dit resulteert in de productie van radioactief $^{99m}$Tc in de vorm van pertegnetaat, een radioactieve fysiologische vloeistof, die vervolgens wordt gebruikt voor het maken van verbindingen voor nucleaire geneeskunde [13](#page=13). $^{99m}$Tc is ideaal voor beeldvorming vanwege zijn energie van 140 keV en een halfwaardetijd van 6 uur, wat zorgt voor een dagelijkse beschikbaarheid via generatorsystemen. Na gebruik wordt patiënten geadviseerd veel water te drinken om overtollig radioactief materiaal via de urine uit te plassen, waardoor de stralingsdosis voor de omgeving aanvaardbaar en veilig blijft [13](#page=13). > **Tip:** Het mondiale tekort aan $^{99}$Mo, mede door het onderhoud en de stilstand van oudere kernreactoren, benadrukt het belang van efficiënte tracerproductie en onderzoek naar alternatieve productiemethoden [13](#page=13). ### 2.2 Detectiemethoden #### 2.2.1 De gammacamera (SPECT) De gammacamera, ook wel bekend als een Anger camera, wordt gebruikt om gammastraling te detecteren, zoals de 140 keV straling uitgezonden door $^{99m}$Tc. Dit staat in contrast met positron-uitzendende isotopen in PET-scans, waar het eindresultaat altijd 511 keV annihilatiestraling is. De gammacamera werkt door de straling in beeld te brengen, waarbij de detector roteert rond de patiënt voor SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) [14](#page=14). Een typische gammacamera bestaat uit verschillende lagen [14](#page=14): * **Collimator:** Dit is een loden plaat met talloze ingeborde gaten, vergelijkbaar met de afscherming in een röntgenbuis. De collimator is bedoeld om verstrooide straling binnen de patiënt tegen te houden en alleen loodrecht invallende gammastraling door te laten naar de detector [14](#page=14). * **Scintillator:** Meestal een natriumjodide (NaI) kristal, dat bij opvang van gammastraling lichtflitsen genereert. Deze lichtflitsen worden vervolgens omgezet in elektrische signalen [15](#page=15). * **Photomultiplier Tubes (PMT's):** Deze hardware-instrumenten zetten de lichtflitsen om in stroompjes en kunnen, indien correct verwerkt, energetische informatie van de ingevallen straling leveren. De plaats van interactie in het scintillatorkristal wordt bepaald door te kijken welke PMT het hoogste signaal ontvangt [16](#page=16) [17](#page=17). De gammacamera kan de volledige energie distributie opnemen, maar de analyse richt zich op de piekenergie (bijvoorbeeld 140 keV voor $^{99m}$Tc) met een zekere onzekerheidsmarge, om zo ruis en detecties door het Compton-effect (verstrooiing die resulteert in lagere energie) te elimineren [19](#page=19). #### 2.2.2 Verschillende acquisitietypes * **Statische opnames:** Dit zijn opnames die op een bepaald moment worden gemaakt, zonder tijdsverloop te volgen. Ze kunnen mono- of biplane (vanuit één of twee richtingen) worden uitgevoerd. Biplane opnames, waarbij de patiënt tussen twee tegenover elkaar geplaatste detectorkoppen ligt, zijn nuttig om misinterpretaties door attenuatie (absorptie van straling door weefsel) te voorkomen [20](#page=20). * **Whole body opnames:** Hierbij wordt de patiënt geleidelijk door de detectorkoppen geschoven, wat een overzicht van het gehele lichaam geeft [20](#page=20). * **Dynamische opnames:** Bij deze opnames wordt de activiteitsverdeling gevolgd over tijd. Dit is met name nuttig voor het volgen van de nierfunctie, waarbij de opname en klaring van de tracer in de nieren wordt gemeten [20](#page=20). * **Gated opnames:** Deze techniek is cruciaal voor cardiale beeldvorming, omdat het de hartslag compenseert. Opnames worden getriggerd op het EKG, waardoor de beelden op hetzelfde moment van de hartslag worden opgenomen en gecombineerd, wat bewegingseffecten elimineert [21](#page=21). #### 2.2.3 SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) SPECT-scans maken gebruik van roterende detectoren om de gammastraling vanuit verschillende hoeken op te nemen. De verkregen gegevens worden vervolgens gereconstrueerd tot transversale, sagittale en coronale coupes [22](#page=22). SPECT kan ook gebruikt worden voor geavanceerde analyses, zoals statistische parametrische mapping (SPM). Hierbij worden de activiteitsverdelingen van patiënten vergeleken met een databank van gezonde populaties, wat kan helpen bij het identificeren van significante verschillen bij aandoeningen zoals psychiatrische ziekten of epilepsie [23](#page=23). #### 2.2.4 PET (Positron Emission Tomography) PET-scans detecteren de 511 keV annihilatiestraling die ontstaat wanneer een positron (uitgezonden door een bèta-plus straler) een elektron ontmoet. De patiënt wordt omringd door een ringvormig detectiesysteem dat scintillatiedetectoren bevat [24](#page=24). Wanneer een positron-elektron-annihilatie plaatsvindt, worden er twee fotonen in tegengestelde richtingen uitgezonden. Wanneer deze twee fotonen gelijktijdig door twee detectoren worden geregistreerd (coïncidentie detectie), kan de computer de verbindingslijn tussen deze detectoren berekenen, wat informatie geeft over de locatie van de radioactiviteit. Dit proces wordt vele malen herhaald om voldoende detecties te verzamelen, wat enige tijd kan duren (ongeveer 15 minuten). Het kruispunt van deze verbindingslijnen duidt op de hotspot van de tumor waar de reactiviteit wordt uitgezonden [25](#page=25). Problemen zoals "scatters" (verstrooide fotonen door het Compton-effect) en "randoms" (toevallige gelijktijdige detectie van fotonen uit verschillende punten) kunnen de nauwkeurigheid van PET-beelden beïnvloeden. Moderne PET-scans, zoals Time-of-Flight (TOF) PET, verbeteren de nauwkeurigheid door de tijdsresolutie te verhogen, waardoor de waarschijnlijkheidsdistributie van de straling nauwkeuriger kan worden bepaald en de problematiek van randoms wordt verminderd. Dit leidt tot snellere detectie, de mogelijkheid om met minder activiteit te scannen, lagere stralingsdoses voor patiënten, en een hogere doorvoer van patiënten [25](#page=25). #### 2.2.5 Combinatiesystemen (PET/CT, SPECT/CT) Moderne systemen combineren nucleaire beeldvormingstechnieken met CT-scans. PET/CT en SPECT/CT systemen integreren de anatomische detailinformatie van CT met de functionele activiteitsverdeling van PET of SPECT, wat resulteert in een veel rijkere dataset voor de patiëntendiagnostiek [26](#page=26). --- # Veiligheid en dosimetrie bij beeldvorming Dit onderdeel behandelt de risico's van ioniserende straling, de kwantificering van stralingsdoses en de risico's bij medische beeldvormingsprocedures, met nadruk op patiëntveiligheid en dosisoptimalisatie [26](#page=26) [27](#page=27) [28](#page=28) [29](#page=29) [30](#page=30). ### 3.1 Gevaren van ioniserende straling Werken met ioniserende straling is niet zonder gevaar en kan leiden tot DNA-schade. Op korte termijn kan dit bij hoge doses leiden tot directe effecten. Op lange termijn kunnen genetische problemen en mutaties ontstaan die een trigger kunnen zijn voor het ontstaan van kanker [28](#page=28). ### 3.2 Kwantificering van stralingsdoses Om de effecten van straling te kwantificeren, worden verschillende grootheden gebruikt. #### 3.2.1 Geabsorbeerde dosis De **geabsorbeerde dosis** meet de per massa geïmplementeerde energie en wordt gebruikt voor lokale dosisbeoordeling. De eenheid hiervan is de Gray (Gy), wat gelijk is aan J/kg [28](#page=28). > **Voorbeeld:** Erytheem van de huid kan optreden bij doses van 7 Gy of meer. Bij lagere doses is dit effect niet zichtbaar. Het is wetenschappelijk en technisch belangrijk om systemen te hebben die tijdens en na behandelingen kunnen voorspellen of er een gevaarzone voor huidletsels wordt bereikt, zodat de clinicus dit kan voorkomen om ergere gevolgen te vermijden, zoals ernstige brandwonden van de derde graad [28](#page=28). #### 3.2.2 Effectieve dosis De **effectieve dosis** geeft een totale lichaamsstralingsbelasting weer en kan worden gecorreleerd aan epidemiologische studies om het risico op kanker te kwantificeren. Deze kwantiteit houdt rekening met het type ioniserende straling ($w_R$) en de relatieve stralingsgevoeligheid van het bestraalde weefsel ($w_T$) . De formule hiervoor is [29](#page=29): $$ E = \sum_{T} w_T \sum_{R} w_R D_{T,R} $$ waarbij: - $E$ de effectieve dosis is [29](#page=29). - $T$ staat voor het weefsel [29](#page=29). - $R$ staat voor het type straling [29](#page=29). - $w_T$ de weefselwegingsfactor is [29](#page=29). - $w_R$ de stralingswegingsfactor is [29](#page=29). - $D_{T,R}$ de geabsorbeerde dosis in weefsel T door straling R is [29](#page=29). #### 3.2.3 De Sievert (Sv) De Sievert (Sv) is de eenheid voor de effectieve dosis en wordt gebruikt voor niet-uniforme bestraling. Het gerelateerde risico op sterfte aan kanker door straling is gemiddeld 5% per Sv, rekening houdend met leeftijd en geslacht. Belangrijke studies, zoals die naar overlevenden van Hiroshima en Nagasaki, hebben aangetoond dat een dosis van 1 Sievert (Sv) leidt tot een 5% hogere kans op overlijden aan stralingsgeïnduceerde aandoeningen en tumoren. In de medische beeldvorming worden doses vaak in de orde van millisievert (mSv) gegeven [29](#page=29). ### 3.3 Risico's en optimalisatie bij medische beeldvorming Het risico op kanker door straling is nooit nul, zelfs niet bij lage doses in de diagnostiek. Daarom is het essentieel om zorgvuldig te overwegen of een beeldvormend onderzoek, zoals een CT-scan, werkelijk noodzakelijk is en of er geen alternatieve onderzoeken beschikbaar zijn die minder straling geven. Voorschrijvende artsen en radiologen moeten samenwerken om de meest geschikte beeldvormingsmodaliteit te kiezen, waarbij de dosis wordt geminimaliseerd zonder de diagnostische kwaliteit significant aan te tasten [29](#page=29). #### 3.3.1 Typische effectieve doses De natuurlijke achtergrondsstraling die iedereen ontvangt is ongeveer 2,5 mSv per jaar. Dit komt door intrinsieke radioactiviteit (zoals kalium-40) en straling uit de omgeving (zoals radon) [30](#page=30). > **Voorbeeld:** Verschillende onderzoeken hebben variërende stralingsdoses. Een tandheelkundig onderzoek geeft een zeer lage dosis. Mammografie heeft ook een beperkte dosis. Een CT-scan van de longen geeft echter een aanzienlijk hogere dosis. PET-onderzoeken geven eveneens een hoge dosis, rond de 7 mSv. Een gecombineerde PET-CT-scan voor het hele lichaam kan oplopen tot 40 tot 50 mSv [30](#page=30). Bij het werken met technieken zoals PET-CT is optimalisatie cruciaal. Er moet gekeken worden naar de benodigde beeldkwaliteit om de dosis te minimaliseren, met als doel uit te komen rond de 12 mSv voor een dergelijk onderzoek [30](#page=30). #### 3.3.2 Combinatiesystemen Moderne beeldvormingssystemen combineren vaak verschillende modaliteiten, zoals PET met CT of SPECT met CT. Dit stelt artsen in staat om het anatomische detail van CT te combineren met de distributie van activiteit (bijvoorbeeld bij radiofarmaca) uit PET of SPECT, wat leidt tot enorm veel informatie voor een nauwkeurige diagnose van de patiënt [26](#page=26). > **Tip:** Hoewel de cursus meer informatie over gecombineerde systemen biedt, wordt dit specifiek niet op het examen bevraagd. Concentreer je op de kernconcepten van dosimetrie en stralingsrisico's zoals besproken in de les [27](#page=27). --- # Magnetische resonantie beeldvorming (MRI) Magnetische resonantie beeldvorming (MRI) is een beeldvormingstechniek die geen gebruik maakt van ioniserende straling, maar in plaats daarvan magnetische velden en radiofrequente golven gebruikt om beelden te creëren op basis van de protonendichtheid van weefsels [32](#page=32). ### 4.1 Fysische principes van nucleaire magnetische resonantie (NMR) De basis van MRI ligt in de principes van nucleaire magnetische resonantie (NMR). Protonen, zoals die in watermoleculen voorkomen, bezitten een spin, wat resulteert in een magnetisch dipoolmoment. In afwezigheid van een extern magnetisch veld zijn deze dipoolmomenten willekeurig georiënteerd, waardoor het netto magnetische dipoolmoment nul is [33](#page=33). #### 4.1.1 Het gebruik van magnetische velden Om een netto magnetisatie te creëren, wordt het lichaam van de patiënt blootgesteld aan een sterk, statisch magnetisch veld, aangeduid als $B_0$. Dit veld zorgt ervoor dat de magnetische dipoolmomenten van de protonen zich aligneren met het externe veld, resulterend in een netto magnetisatievector $M$ (#page=33, 35). De sterkte van dit magnetische veld, gemeten in tesla, bepaalt de scherpte van het beeld en het contrast tussen verschillende structuren. Grote magnetische velden vereisen koeling met vloeibaar helium en vereisen voorzorgsmaatregelen met betrekking tot magnetische voorwerpen [33](#page=33) [35](#page=35). #### 4.1.2 Radiofrequente (RF) pulsen en resonantie Vervolgens worden radiofrequente (RF) pulsen met een specifieke frequentie, de Larmor frequentie, op het lichaam gericht. De Larmor frequentie is direct evenredig met de sterkte van het externe magnetische veld $B_0$. Wanneer de frequentie van de RF puls overeenkomt met de Larmor frequentie, worden de uitgelijnde dipoolmomenten uit hun evenwichtspositie gebracht. Dit proces kan de magnetisatievector laten precesseren, waardoor deze uit het Z-vlak klapt naar het XY-vlak (#page=34, 35). Een puls die de magnetisatievector 90 graden laat afbuigen, wordt een 90° puls genoemd [34](#page=34) [35](#page=35). #### 4.1.3 Magnetisatie en relaxatie Na het uitschakelen van de RF puls zal de magnetisatievector terugkeren naar zijn evenwichtspositie in de Z-richting (#page=34, 36). Dit terugkeerproces wordt relaxatie genoemd en verloopt volgens exponentiële curves met specifieke tijdsconstanten [34](#page=34) [36](#page=36). * **T1 relaxatie (longitudinale relaxatie):** Beschrijft de tijd die de magnetisatie in de Z-richting nodig heeft om terug te keren naar zijn evenwichtswaarde ($M_0$). Dit proces wordt wiskundig beschreven door de formule [36](#page=36): $$M_Z(t) = M_0(1 - e^{-\frac{t}{T_1}})$$ [36](#page=36). * **T2 relaxatie (transversale relaxatie):** Beschrijft de tijd die de magnetisatie in het XY-vlak nodig heeft om af te nemen tot nul, door de decoherentie van de precessiebeweging van de protonen. Dit proces wordt wiskundig beschreven door de formule [36](#page=36): $$M_{XY}(t) = M_0 e^{-\frac{t}{T_2}}$$ [36](#page=36). De T1- en T2-relaxatietijden zijn intrinsieke eigenschappen van verschillende weefsels en materialen en zijn afhankelijk van de magnetische veldsterkte [36](#page=36). ### 4.2 Pulssequenties voor beeldvorming Om beelden te genereren, worden specifieke sequenties van RF pulsen toegepast, die de magnetisatie op verschillende manieren manipuleren. #### 4.2.1 Saturatieherstel (Saturation Recovery) Bij saturatieherstel wordt een reeks 90° RF pulsen gebruikt (#page=35, 37). De repetitietijd (TR) bepaalt hoe lang het duurt voordat de magnetisatie terugkeert naar het evenwicht. Als de TR kort is, wordt de magnetisatie niet volledig hersteld voordat de volgende 90° puls wordt toegepast, wat resulteert in een lagere magnetisatie in het XY-vlak (#page=36, 37) [35](#page=35) [36](#page=36) [37](#page=37). #### 4.2.2 Spin-echo De spin-echo sequentie combineert een 90° puls met een daaropvolgende 180° puls (#page=36, 38). De 180° puls keert de richting van de magnetisatievector om. Het resultaat van deze combinatie is een echo-signaal dat kan worden gemeten [36](#page=36) [38](#page=38). * **Echo tijd (TE):** De tijd tussen de 90° puls en het moment waarop het echo-signaal wordt gemeten [38](#page=38). * **Repetitie tijd (TR):** De tijd tussen twee opeenvolgende 90° pulsen [38](#page=38). Door te spelen met de TR en TE kan het contrast in het uiteindelijke MRI-beeld worden aangepast (#page=38, 41) [38](#page=38) [41](#page=41). ### 4.3 Gewogen beelden: T1- en T2-contrast De keuze van de TR en TE bepaalt hoe het beeld "gewogen" wordt naar T1- of T2-relaxatieprocessen, wat resulteert in verschillende grijswaarden voor verschillende weefsels. #### 4.3.1 T1-gewogen beeldvorming Bij T1-gewogen beelden wordt een korte repetitietijd (TR) gebruikt en een korte echo tijd (TE) (#page=38, 40). Dit betekent dat de TR kort genoeg is om te voorkomen dat de magnetisatie volledig herstelt naar de evenwichtswaarde voordat de volgende puls wordt toegepast, waardoor de magnetisatie in het XY-vlak lager is (#page=36, 40) [36](#page=36) [38](#page=38) [40](#page=40). * **Vet:** Vetmoleculen hebben een snellere T1-relaxatie, wat betekent dat ze relatief snel terugkeren naar de evenwichtswaarde. Bij een korte TR zal de magnetisatie van vet relatief hoog zijn [40](#page=40). * **Water (CSF):** Water heeft een langere T1-relaxatie. Bij een korte TR zal de magnetisatie van water lager zijn dan die van vet [40](#page=40). In een T1-gewogen beeld verschijnt vet meestal als lichtgrijs, terwijl water of cerebrospinale vloeistof (CSF) donkerder of zwart is [40](#page=40). #### 4.3.2 T2-gewogen beeldvorming Bij T2-gewogen beelden wordt een langere repetitietijd (TR) gebruikt, wat de magnetisatie meer tijd geeft om te herstellen. De echo tijd (TE) kan gevarieerd worden [41](#page=41). * **Vet:** Vet heeft een snelle T2-relaxatie, waardoor de magnetisatie in het XY-vlak snel afneemt naar nul [41](#page=41). * **Water (CSF):** Water heeft een langere T2-relaxatie, waardoor de magnetisatie in het XY-vlak langer behouden blijft [41](#page=41). In een T2-gewogen beeld verschijnt water meestal als lichtgrijs, terwijl vet donkerder of zwart is. Door de echotijd te vergroten, kan het contrast tussen weefsels toenemen [41](#page=41). ### 4.4 Ruimtelijke informatie en beeldcreatie Om ruimtelijke informatie te verkrijgen en specifieke plakjes van het lichaam te kunnen beeldvormen, wordt gebruik gemaakt van magnetische veldgradiënten [42](#page=42). #### 4.4.1 Veldgradiënten Door een magnetische veldgradiënt toe te passen in de lengterichting van de patiënt ($G_z$), wordt het magnetische veld niet meer overal even sterk. Het externe magnetische veld wordt dan $B = B_0 + zG_z$, waarbij $z$ de positie in de Z-richting aangeeft en $G_z$ de sterkte van de gradiënt. Alleen op plaatsen waar de magnetische veldsterkte exact overeenkomt met de Larmor frequentie voor de toegepaste RF puls, zal resonantie optreden en een signaal worden uitgezonden (#page=42, 43). Door deze gradiënten te variëren, kan selectief resonantie worden opgewekt in specifieke plakjes (Z-richting), en zelfs in specifieke punten in X- en Y-richting. Deze selectieve excitatie in combinatie met het meten van de echo-signalen maakt het mogelijk om gedetailleerde beelden van weefsels en structuren te creëren. Het proces van het genereren van deze RF pulsen kan echter veel lawaai veroorzaken [42](#page=42) [43](#page=43). ### 4.5 Veiligheidsoverwegingen in MRI Vanwege de sterke magnetische velden zijn er belangrijke veiligheidsvoorschriften in MRI-ruimtes. Alle magnetische of metaalhoudende voorwerpen moeten worden verwijderd om gevaarlijke aantrekking tot het apparaat te voorkomen. Dit omvat ook bankkaarten met magnetische strips, juwelen, en soms zelfs make-up die metallische deeltjes bevat. Het plaatsen van kabels of meetapparatuur op de huid van de patiënt kan inductiestromen veroorzaken, wat kan leiden tot brandwonden of irritatie [44](#page=44). > **Tip:** Het begrijpen van de T1- en T2-relaxatietijden is cruciaal voor het interpreteren van MRI-beelden, aangezien deze bepalen hoe weefsels worden weergegeven op T1- en T2-gewogen scans. > **Voorbeeld:** Een T1-gewogen scan is nuttig voor het beoordelen van anatomische structuren en de vetinhoud, terwijl een T2-gewogen scan uitstekend is voor het detecteren van oedeem, ontsteking en tumoren vanwege de hogere vochtinhoud in deze pathologische gebieden. --- # Ultrageluid beeldvorming Dit gedeelte beschrijft de basisprincipes van echografie, inclusief de gebruikte frequenties, reflectie van geluidsgolven aan interfaces, akoestische impedantie, absorptie, de rol van de transducer en de compensatie van signaalverlies. ### 5.1 Basisprincipes van echografie Echografie is gebaseerd op het principe van het luisteren naar echo's van geluidssignalen die op weefsels worden afgevuurd. Menselijk gehoor ligt tussen 20 Hz en 20 kHz, terwijl echografie frequenties van 2.5 tot 40 MHz gebruikt. De ontvangst van echo's is afhankelijk van de diepte van de interface. De timing van de echo geeft informatie over de diepte waarop een verschil in materiaal aanwezig is. Als een geluidsgolf een interface bereikt, wordt een deel gereflecteerd en een deel doorgelaten. De hoeveelheid gereflecteerde golf is gerelateerd aan het verschil in akoestische impedantie tussen de twee media [46](#page=46) [48](#page=48). ### 5.2 Reflectie van geluidsgolven aan interfaces Een interface is een grens tussen twee verschillende materialen. Bijvoorbeeld, het verschil in compositie tussen een niersteen en het nierweefsel zelf creëert een interface waarop geluidsgolven worden gereflecteerd. De diepte van een interface beïnvloedt de tijd die nodig is voor de echo om terug te keren. Een golf die op 12 cm diepte een interface bereikt, vereist een wachttijd van 160 milliseconden totdat de echo verschijnt. Voor een diepte van 20 cm is dit 270 milliseconden [46](#page=46). ### 5.3 Akoestische impedantie Akoestische impedantie ($Z$) is een materiaaleigenschap die de weerstand van een medium tegen de voortplanting van geluidsgolven beschrijft. Het wordt gedefinieerd als het product van de dichtheid van het medium ($r$) en de voortplantingssnelheid van de golf ($c$) in dat medium [47](#page=47): $$Z = r \cdot c$$ Verschillende materialen hebben verschillende akoestische impedanties. Lucht heeft een lage akoestische impedantie. Zachte weefsels, water, bloed en spieren hebben vergelijkbare akoestische impedanties. Bot daarentegen heeft een hoge dichtheid en een hoge voortplantingssnelheid van geluid, wat resulteert in een hoge akoestische impedantie [47](#page=47). | Medium | Voortplantingssnelheid $c$ (m/s) | Dichtheid $r$ (kg/m³) | Akoestische impedantie $Z$ (kg/m²s) (x 10⁻⁶) | | :----- | :------------------------------ | :------------------ | :------------------------------------------ | | Lucht | 330 | 1.3 | 0.00043 | | Water | 1492 | 1000 | 1.48 | | Bloed | 1570 | 1020 | 1.6 | | Spier | 1568 | 1040 | 1.63 | | Bot | 4080 | 1700 | 6.12 | Een groot verschil in akoestische impedantie tussen twee media leidt tot een grote reflectie van geluidsgolven [48](#page=48). ### 5.4 De rol van de transducer en gels De transducer genereert en ontvangt de geluidsgolven (#page=46, 50). Om extreme reflectie aan de huid te voorkomen, worden speciale gels gebruikt. De huid heeft een aanzienlijk andere akoestische impedantie dan lucht. Zonder gel zou er veel reflectie optreden aan het huidoppervlak, waardoor de informatie van de weefsels eronder verloren gaat. Door de gel aan te brengen en de transducer stevig op de huid te drukken, wordt de initiële grote reflectie geminimaliseerd [46](#page=46) [48](#page=48) [50](#page=50). De transducer bevat piëzo-elektrische kristallen die, wanneer er een spanningsverschil op wordt aangelegd, uitrekken en samendrukken met een specifieke frequentie. Deze trillingen genereren longitudinale geluidsgolven. Elementen in de transducer produceren lijnen van geluidsgolven die bijdragen aan de compositie van het echografiebeeld. Kleine transducers met een klein oppervlak worden gebruikt in de gynaecologie voor het opvolgen van embryo's en foetussen [50](#page=50). ### 5.5 Absorptie en signaalverlies Wanneer geluidsgolven door weefsel propageren, treedt absorptie op, wat leidt tot een afname van de intensiteit van het geluidssignaal. Hoe langer de geluidsgolven onderweg zijn naar een interface, hoe meer absorptie er plaatsvindt. Dit fenomeen wordt attenuatie genoemd. De absorptie wordt geregeld door de absorptiecoëfficiënt ($b$), die materiaalafhankelijk is en frequentie-afhankelijk van de geluidsgolven. De intensiteit ($I$) van het geluidssignaal na absorptie kan worden beschreven met de volgende formule, waarbij $I_0$ de initiële intensiteit is [49](#page=49): $$I = I_0 e^{-bx}$$ Hierbij is $x$ de afgelegde afstand. Een geluidsgolf die een grotere afstand aflegt naar een interface, zal met een lagere intensiteit terugkeren dan een golf die een kortere afstand heeft afgelegd. Dit resulteert in een minder goede beeldkwaliteit voor diepere structuren [49](#page=49). > **Tip:** De indringdiepte van een geluidsgolf is omgekeerd evenredig met de gebruikte geluidsfrequenties. Hoge frequenties zijn geschikt voor oppervlakkige gebieden, terwijl lage frequenties gebruikt worden voor diepere delen van het lichaam [50](#page=50). ### 5.6 Compensatie van signaalverlies (Time Gain Compensation - TGC) Om te compenseren voor het signaalverlies door absorptie op diepere niveaus, wordt Time Gain Compensation (TGC) toegepast (#page=49, 50). Dit houdt in dat het geluidssignaal dat terugkomt van dieper gelegen structuren elektronisch wordt versterkt. Hierdoor kunnen objecten op verschillende dieptes op een gelijkwaardige manier worden afgebeeld (#page=49, 50). TGC moet te allen tijde aanwezig zijn om de verschillende dieptes correct weer te geven [49](#page=49) [50](#page=50). ### 5.7 Verdere overwegingen Echografie met 3D-beeldvorming registreert hoekverdelingen en gebruikt een computer om een 3D-beeld te creëren. Geluidsgolven zijn over het algemeen niet schadelijk voor weefsels, maar veroorzaken wel trillingen. Er is discussie over de veiligheid van het overmatig blootstellen van bijvoorbeeld een foetus aan geluidsgolven. Daarom wordt geadviseerd om 3D-echo's alleen toe te passen wanneer dit klinisch noodzakelijk is [50](#page=50). > **Voorbeeld:** In een echografie van de buik, waarbij organen op verschillende dieptes worden afgebeeld (bijvoorbeeld de lever op 5 cm en de pancreas op 10 cm), zal het signaal van de pancreas door absorptie significant zwakker zijn dan dat van de lever. Met TGC wordt het signaal van de pancreas versterkt om een vergelijkbare helderheid in het beeld te verkrijgen. --- ## Veelgemaakte fouten om te vermijden - Bestudeer alle onderwerpen grondig voor examens - Let op formules en belangrijke definities - Oefen met de voorbeelden in elke sectie - Memoriseer niet zonder de onderliggende concepten te begrijpen

| Term | Definition | |------|------------| | Radionuclides | Radioactieve isotopen die worden gebruikt voor diagnostische beeldvorming en therapie. Ze zenden straling uit die kan worden gedetecteerd om biologische processen in het lichaam te visualiseren of te behandelen. | | Alfa straling | Een vorm van radioactief verval waarbij zware, positief geladen deeltjes (heliumkernen) worden uitgezonden. Alfa straling heeft een zeer korte dracht en hoge ionisatiedichtheid, wat het gevaarlijk maakt maar ook therapeutisch inzetbaar voor lokale tumoren. | | Bèta min verval | Het uitzenden van elektronen uit een instabiele atoomkern. Bèta min deeltjes hebben een grotere dracht in weefsel dan alfa deeltjes en worden gebruikt in verschillende therapeutische toepassingen, zoals de behandeling van levertumoren met bolletjes met geïmpregneerd radioactief materiaal. | | Gamma straling | Elektromagnetische straling die afkomstig is uit de atoomkern. Gamma fotonen worden uitgezonden na alfa- of bètaverval wanneer de kern zich in een aangeslagen toestand bevindt. Ze hebben een grote doordringend vermogen en zijn essentieel voor beeldvormingstechnieken zoals SPECT. | | Positron emissie | Een type bètaverval waarbij een positron (het antideeltje van een elektron) wordt uitgezonden. Wanneer een positron in het lichaam een elektron tegenkomt, treedt annihilatie op waarbij twee fotonen van 511 keV worden geproduceerd die in tegengestelde richting worden uitgezonden. Dit principe vormt de basis voor PET-scans. | | Annihilatie straling | Twee elektromagnetische golven met een specifieke energie van 511 keV die ontstaan wanneer een positron (uit bèta+ verval) en een elektron in het lichaam samenkomen en elkaar vernietigen. Deze straling wordt gedetecteerd in PET-scans. | | PET scan (Positron Emission Tomography) | Een beeldvormingstechniek die gebruik maakt van radioactieve tracers die positronen uitzenden. Door de detectie van de resulterende annihilatie straling in tegengestelde richtingen, kan de distributie van de tracer in het lichaam nauwkeurig worden bepaald, wat gedetailleerde functionele informatie oplevert. | | SPECT scan (Single Photon Emission Computed Tomography) | Een beeldvormingstechniek die gammastraling detecteert die wordt uitgezonden door radioactieve tracers in het lichaam. Een gammacamera registreert de fotonen en, door middel van rotatie en computerreconstructie, worden transversale coupes van de radioactieve distributie gemaakt. | | Gammacamera | Een detectiesysteem dat wordt gebruikt in SPECT-scans. Het bestaat uit een collimator, een scintillator (meestal natriumjodide) die lichtflitsen genereert wanneer geraakt door gammastraling, en photomultiplier tubes die het licht omzetten in elektrische signalen. | | Collimator | Een onderdeel van een gammacamera dat bestaat uit een loden plaat met gaten. De collimator filtert de straling, zodat alleen loodrecht invallende gammastralen de scintillator bereiken, terwijl verstrooide straling wordt tegengehouden. | | Scintillator | Een materiaal dat lichtflitsen genereert wanneer het wordt blootgesteld aan ioniserende straling. In gammacamera's is dit vaak natriumjodide, dat gammastraling omzet in detecteerbaar licht. | | Absorbed dose | De hoeveelheid energie die per massa-eenheid wordt geabsorbeerd door ioniserende straling. De eenheid is Gray (Gy) en het is een belangrijke maatstaf voor lokale dosisbeoordeling, bijvoorbeeld bij het ontstaan van huiderytheem. | | Effectieve dosis | Een grootheid die de totale stralingsbelasting voor het hele lichaam weergeeft, rekening houdend met de aard van de straling en de gevoeligheid van de bestraalde weefsels. De eenheid is Sievert (Sv) en wordt gebruikt om het risico op kanker te kwantificeren. | | Magnetische resonantie beeldvorming (MRI) | Een beeldvormingstechniek die gebruik maakt van sterke magnetische velden en radiofrequente pulsen om gedetailleerde beelden van het inwendige lichaam te genereren. Het is gebaseerd op de nucleaire magnetische resonantie van waterstofprotonen en zendt geen ioniserende straling uit. | | Larmor frequentie | De resonantiefrequentie van een magnetisch dipoolmoment in een extern magnetisch veld. In MRI is dit de frequentie van de radiofrequente pulsen die nodig zijn om protonen in het lichaam uit hun evenwichtspositie te brengen. | | Spin-echo | Een pulssequentie in MRI die bestaat uit een 90° puls gevolgd door een 180° puls. Deze combinatie genereert een echo signaal dat wordt gedetecteerd en geanalyseerd om beelden te vormen, waarbij de echo tijd (TE) en repetitietijd (TR) cruciale parameters zijn. | | T1-gewogen beeldvorming | Een type MRI-beeld dat gevoelig is voor de relaxatietijd T1 van weefsels. Met een korte repetitietijd (TR) en korte echotijd (TE) verschijnen vetten als lichtgrijs en water als donkergrijs of zwart. | | T2-gewogen beeldvorming | Een type MRI-beeld dat gevoelig is voor de relaxatietijd T2 van weefsels. Met een langere repetitietijd (TR) en langere echotijd (TE) verschijnt water als lichtgrijs en vet als donkergrijs, waardoor structuren met veel water, zoals laesies, beter zichtbaar worden. | | Ultrageluid (Echografie) | Een medische beeldvormingstechniek die gebruik maakt van hoogfrequente geluidsgolven (ultrasound) die in het lichaam worden gestuurd en de echo's die terugkeren van weefselinterfaces worden gedetecteerd en gevisualiseerd. Het is veilig en wordt veel gebruikt voor diagnostische doeleinden. | | Akoestische impedantie | Een eigenschap van een materiaal die aangeeft hoe goed het geluidsgolven kan geleiden of weerstaan. Het is een product van de dichtheid van het materiaal en de voortplantingssnelheid van geluid daarin. Een groot verschil in akoestische impedantie tussen twee media leidt tot sterke reflectie van geluidsgolven. | | Transducer | Het apparaat dat in echografie wordt gebruikt om geluidsgolven te genereren en de terugkerende echo's te detecteren. Het bevat piëzo-elektrische kristallen die trillen bij blootstelling aan elektrische spanningen en omgekeerd, trillingen omzetten in elektrische signalen. |