Positronen-Emissions-Tomographie

Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) wurde von Michael Phelps u.a. im Jahre 1975 entwickelt. Es ist ein bildgebendes Verfahren der Nuklearmedizin, das Schnittbilder von lebenden Organismen erzeugt, indem es die Verteilung einer radioaktiv markierten Substanz (Radiopharmakon) im Organismus zeigt und damit biochemische und physiologische Vorgänge abgebildet (funktionelle Bildgebung). Im Gegensatz zur Szintigrafie verwendet die PET Nuklide, die Positronen emittieren (sog. β⁺-Strahler).

Bild einer typischen Positronen-Emissions-Tomographie (PET) Einrichtung

Maximum Intensity Projection (MIP) einer ¹⁸F-FDG Ganzkörper Aufnahme. Die roten Bereiche zeigen eine hohe, die blauen eine sehr niedrige Aufnahme von FDG an.

Radionuklide

Für die PET eignen sich solche Radionuklide, die beim Zerfall Positronen aussenden (β⁺-Zerfall).

¹⁸F wird mit Hilfe eines Zyklotron hergestellt, kann aber aufgrund seiner langen Halbwertszeit von 110 Minuten auch gut über weitere Strecken transportiert werden. Es kommt aus diesem Grund bei über 90% aller PET-Untersuchungen zur Anwendung und wird vorwiegend in der Onkologie, aber auch für Vitalitätstests in der Neurologie und Kardiologie verwendet.

In der PET verwendete Nuklide

Es werden ¹¹C, ¹³N ¹⁵O, ¹⁸F, ⁸²Rb oder ⁶⁸Ga verwendet. Das sind radioaktive Isotope der Elemente Kohlenstoff, Stickstoff, Sauerstoff, Fluor, Gallium und Rubidium.

⁶⁸Ga und ⁸²Rb sind sog. Generator-Radioisotope . Das Radioisotop entsteht hier durch Zerfall eines instabilen Mutterisotops und wird im Generator angereichert. Durch Elution wird das Generatornuklid aus dem Generator ausgewaschen. Im Fall von ⁶⁸Ga ist das Mutternuklid Germanium.

Alle anderen genannten PET-Nuklide werden mit Hilfe eines Zyklotron hergestellt.

Halbwertszeiten der in der PET benutzten Nuklide

Dies sind:

• ¹¹C  : 20,3 Minuten
• ¹³N  : 10,1 Minuten
• ¹⁵O  : 2,03 Minuten
• ¹⁸F  : 110 Minuten
• ⁶⁸Ga : 68 Minuten
• ⁸²Rb : 75 Sekunden

Bedeutung der Nuklidwahl für die kritischen Leistungsparameter des PET-Systems

Das für die jeweilige Fragestellung gewählte Radionuklid hat Einfluss auf die kritischen Leistungsparameter des PET-Gerätes: Während die kurzlebigen Nuklide verlangen, dass der PET-Scanner die damit einhergehenden hohen Zählraten bei Dosisleistungen von mehreren Gigabecquerel verarbeiten kann, so ist bei Verwendung von FDG die Sensitivität (=Empfindlichkeit) des Systems gefordert, da die injizierte Dosis hier meist nur zwischen 200 und 400 MBq liegt.

Bedeutung der Halbwertszeit für die Verwendung eines Radionuklids

Dies soll anhand einer einfachen Rechnung erläutert werden:

Nach 60 Minuten ist von einer Anfangsaktivität von 1000 MBq ¹¹C nur noch 128 MBq übrig:

60 Minuten sind bei einem Radiopharmakon auf ¹¹C-Basis drei Halbwertszeiten. In diesem Beispiel bedeutet dies:

Anfangsaktivität von 1000 MBq x 1/2³ = 1000 MBq * 1/8 = 128 MBq.

Die Verwendung von ¹¹C erfordert daher, dass sich ein Zyklotron in relativer Nähe des PET-Systems befindet. Die Verwendung von ¹³N oder ¹⁵O erfordert sogar, dass sich das Zyklotron im selben Gebäude wie der PET-Scanner befindet. Ein radiopharmazeutischer Produktionsbetrieb mit Zyklotron ist eine Investition im zweistelligen Millionenbetrag, was die Nutzung der genannten Nuklide für die PET stark einschränkt.

Radiopharmaka

Radiopharmaka (auch Tracer genannt) sind Substanzen, die mit einem Radionuklid markiert sind. Der Organismus kann sie nicht von ihren nichtradioaktiven Pendants unterscheiden, daher gehen sie in den gewöhnlichen Stoffwechsel ein. Aufgrund seines Zerfalls kann das Radionuklid im Körper aufgespürt werden.

Anreicherungsmechanismus

¹⁸F-Fluor-Deoxyglucose (FDG) wird beispielsweise von den Zellen wie Glukose aufgenommen, obwohl an einer Stelle des Moleküls eine Hydroxylgruppe durch das Radionuklid ¹⁸F ersetzt ist. Da FDG nach der Phosphorylierung nicht weiter verstoffwechselt wird, findet eine Anreicherung in der Zelle statt. Die Verteilung von FDG im Körper erlaubt somit Rückschlüsse auf den Glukosestoffwechsel verschiedener Gewebe. Dies ist besonders für die frühe Diagnose von Krebserkrankungen von Vorteil, da eine Tumorzelle typischerweise aufgrund eines erhöhten Stoffwechsel viel Glukose verbraucht und dementsprechend FDG anreichert. Das Anreicherungsprinzip bei anderen Radiopharmaka gehorcht dem selben Mechanismus: Wo immer der Körper eine dem Radiopharmakon ähnliche Substanz verstoffwechselt, werden Substanz und Radiopharmakon angereichtert; das Radiopharmakon wird im PET-Bild sichtbar.

Typische Anwendungsgebiete ausgewählter Radiopharmaka

• ¹¹C

[¹¹C]-Cholin zur Prostatakrebsdiagnostik

Nutzung der PET zur Eingrenzung von Hirnarealen

Transaxiales Schnittbild eines menschlichen Gehirns (FDG-PET).

[¹¹C]-Pittsburgh compound B zur Alzheimer Frühdiagnostik (noch in Entwicklung)

[¹¹C]-S-Methyl-L-Methionin für die Sichtbarmachung der Proteinsynthese

[¹¹C]-Acetat zur Visualisierung des Sauerstoffverbrauchs des Herzmuskels

• ¹³N

[¹³N]-L-Glutaminsäure zur Darstellung des Aminosäurenstoffwechsels

[¹³N]-Ammoniak zur Darstellung der Herzmuskeldurchblutung

• ¹⁵O

[¹⁵O]-Wasser zur Darstellung der Durchblutung (Perfusion)

[¹⁵O₂] zur Darstellung der Sauerstoffaufnahme und Verteilung

• ¹⁸F

[¹⁸F]-Fluoruracil zur Darstellung von Tumoren und für die Therapiekontrolle

[¹⁸F]-Fluorid zur Darstellung des Knochenstoffwechsels

[¹⁸F]-Fluor-2-Desoxy-D-Glukose zur Darstellung von Glukosetransport und Glukoseumsatz

[¹⁸F]-6-Fluoro-DOPA zur Darstellung des präsynaptischen Dopamin-Pools

• ⁶⁸Ga

[⁶⁸Ga]-DOTATOC zur Rezeptorbildgebung neuroendokriner Tumoren: PankreasKarzinom, Meningiom, kleinzellige Bronchialkarzinom oder Karzinoid

• ⁸²Rb

[⁸²Rb]-Chlorid zur Darstellung der Herzmuskeldurchblutung

Vom Positron zum 3D MIP: Wie entsteht das Bild ?

Prinzipielles Verarbeitungschema der PET

Trifft ein durch Zerfall des Radionuklids entstandenes Positron auf ein Elektron, werden beide vernichtet (sog. Annihilation). Es entstehen zwei hochenergetische Photonen (Gammastrahlung) einer Energie von exakt 511 keV, die sich in einem Winkel von knapp 180° voneinander entfernen. Diese Vernichtungsstrahlung trifft gleichzeitig (koinzident) zwei Detektoren, was Nachweis und Ortsbestimmung der Positronenemission ermöglicht. Werden zwei γ-Quanten einer Energie von 511keV innerhalb eines Zeitfensters von 4,5 bis 15 Nanosekunden nachgewiesen, wird dies als Positron-Elektron-Vernichtung auf der gedachten Linie zwischen den signalgebenden Detektoren interpretiert (sogen. Line Of Response (LOR) bzw. Koinzidenzlinie).

Im Folgenden wird beschrieben welche Effekte bei Zählung und Lokalisation der Koinzidenzstrahlung auftreten und mit welchen Aufnahme-, Korrektur und Rekonstruktionsverfahren versucht wird, die Bildqualität verschlechternde Einflüsse gering zu halten.

Wunsch und Wirklichkeit: Was will man messen und was wird gemessen?

Koinzidenzstrahlung kann auf dem Weg in die Detektoren gestreut und absorbiert werden. Kein Detektor hat eine einhundertprozentige Nachweisempfindlichkeit. Detektoren benötigen für die Messung Zeit und schließlich ist auch ein noch so kleines Zeitfenster kein Garant dafür, ausschließlich koinzidente Ereignisse zu erfassen. Es ergeben sich erwünschte und unerwünschte Effekte  :

Wahre Koinzidenzen: "Trues"

Ziel der PET ist es, ausschließlich "Trues" zu messen. Ein "True" liegt vor, wenn zwei entstandene Photonen das Untersuchungsvolumen ohne Wechselwirkung (Streuung) durchqueren konnten, anschließend ihre volle Energie in zwei in Koinzidenz geschalteten Detektoren deponiert haben, die im Anschluss von der Messelektronik als solche auch erkannt wurden. Die Voraussetzungen, dass ein "True" gemessen werden kann, sind:

• Die Flugrichtung beider Photonen liegt im Sichtbereich der Detektoren
• Keines der Photonen hat durch Streuung (die meist im Patienten passiert) an Energie verloren, so dass sie beide nachgewiesen werden
• Keines der Photonen ist durch Absorption verschwunden
• Die Detektoren des Systems sind empfindlich genug, um sie nachzuweisen
• Die Detektoren des Systems sind zum Zeitpunkt der Szintillation nicht durch die Verarbeitung anderer Ereignisse blockiert (sog. Totzeit)

Es ist klar, dass es Ziel guten Gerätedesigns sein muss, eine hohe Zahl von Trues zu erhalten. Je höher die Zahl der Trues bei einer bestimmten Aktivität ist, desto sensitiver ist der PET.

Die Zahl der Trues kann durch folgende Maßnahmen erhöht werden:

• Erhöhung der applizierten Nukliddosis: dies erhöht jedoch auch die Zahl der Singles und somit auch der Randoms
• Geringer Patientendurchmesser, was auch den Scatter verringert (nicht beeinflussbare Größe)
• Erhöhung der Aufnahmedauer
• Großer vom Detektor abgedeckter Raumwinkel
• Hohe Nachweisempfindlichkeit des Detektorkristalls
• Hohe Nachweisempfindlichkeit der Detektorelektronik

Mit steigender Zählrate gewinnt die Totzeit von Detektorkristall und Detektorelektronik zunehmend an Bedeutung, da die Wahrscheinlichkeit, dass einem registrierten Koinzidenzereignis unmittelbar darauf ein weiteres folgt, mit zunehmender Aktivität steigt.

Einzelereignisse: "Singles"

Singles gehören zu den unerwünschten Ereignissen. Sie entstehen, wenn nur eines der beiden entstandenen Photonen nachgewiesen werden kann. Der Grund für den Nachweisverlust des zweiten Photons kann sein:

• Eines der beiden Photonen verlässt den Field-of-View der Detektoren und kann daher nicht nachgewiesen werden
• Eines der beiden Photon wird im Untersuchungsvolumen (Patient) gestreut. Die damit verbundene Richtungsänderung führt u.U. dazu, dass das Photon den FOV des Detektors verlässt. Ein Photon verliert durch die Streuung jedoch an Energie: Selbst wenn es nach der Streuung noch auf einen Detektor trifft, wird es verworfen, wenn seine Restenergie die untere Energieschwelle des Detektors unterschreitet
• Eines der beiden Photonen wird im Untersuchungsvolumen (Patient) absorbiert
• Eines der beiden Photon kann den Detektor durchdringen oder deponiert nur einen Teil seiner Energie im Detektor; das Photon wird von der Elektronik in diesem Fall als Streuphoton interpretiert und verworfen
• Eines der beiden Photonen trifft auf einen Detektor, der zu dieser Zeit mit der Verarbeitung eines anderen Impulses beschäftigt ist. Die Messelektronik ist nicht in der Lage, zwei gleichzeitige oder fast gleichzeitige Impulse zu erfassen und verwirft diese Szintillation

Wird ein Single als solches erkannt, wird es verworfen, die gemessene Szintillation trägt nicht zur Bildentstehung bei.

Zufallskoinzidenzen "Randoms"

Randoms gehören zu den unerwünschten Ereignissen. Werden zwei Szintillationen in zwei in Koinzidenz geschalteten Kristallen innerhalb des Koinzidenzzeitfensters detektiert, werden sie als Annihilation interpretiert.

Es ist jedoch möglich, dass zwei Singles, die an verschiedenen Orten im Untersuchungsvolumen zufällig zur selben Zeit entstanden sind, nachgewiesen werden. Dies wird dann ebenso - in diesem Fall jedoch fälschlicherweise - als Anihilation interpretiert und geht in die Bildrekonstruktion ein.

Die Entstehungswahrscheinlichkeit von Zufallskoinzidenzen (=Randoms) lässt sich verringern durch:

• Eine niedrige applizierte Nukliddosis
• Ein kleines Koinzidenzzeitfenster
• Eine große Zahl von Detektoren
• Durch Verringerung der Zahl der gemessenen Singles

Die Zahl der gemessenen Randoms steigt mit steigender Zahl Singles stark an.

Gestreute Koinzidenzen "Scatter"

Scatter gehört zu den unerwünschten Ereignissen. Wird ein Photon auf dem Weg zum Detektor gestreut, so ändert es seine Richtung. Da der Ortsbestimmung im PET jedoch immer eine gerade Strecke zwischen zwei zeitgleich aufgetretenen Ereignissen zugrunde liegt, führt dies zu einer Fehllokalisation. Durch die Streuung verliert ein Photon jedoch an Energie. Scatter kann somit ausgeblendet werden, indem eine Szintillation nur dann gezählt wird, wenn sie im Detektor eine bestimmte Energieschwelle überschreitet. Die Verwendung einer unteren Energieschwelle ist daher eine wirkungsvolle Methode zur Unterdrückung gestreuter Koinzidenzen.

Scatter kann jedoch auch durch Einsatz von Septen bzw. Endshields verringert werden; hierbei gelangen gestreute Photonen, die nicht dem Messvolumen entstammen, gar nicht erst zum Detektor.

Absorptionskorrektur

Während eine Absorptionskorrektur von Emissionsdaten bei Gammakameras noch nicht die ihr zustehende Akzeptanz erfährt, ist sie bei der PET für Bildrekonstruktion und die Quantifizierung von Anreicherungen eine unverzichtbare Notwendigkeit .

Relevanz für die Bildrekonstruktion

Ein Beispiel soll dies verdeutlichen: Man stelle sich eine Nuklidanreicherung vor, die sich an der Oberfläche eines wassergefüllten Zylinders mit 30 cm Durchmesser befindet. Die dort zerfallenen Nuklide senden ihre Vernichtungsstrahlung in alle Raumrichtungen aus.

Es sollen zwei Fälle betrachtet werden:

Fall 1: Die beiden entstandenen Photonen (1) und (2) fliegen exakt tangential von der Objektoberfläche weg, dann durchdringt weder Photon (1) noch Photon (2) irgendeinen Teil des Zylinders.

Fall 2: Photon (1) zielt exakt radial in Richtung Zylindermitte. Naturgemäß entfernt sich Photon (2) vom Zylinder, ohne auch nur einen Teil des Zylinders zu durchdringen. Die Wahrscheinlichkeit ist groß, dass Photon (1) beim Durchlauf von 30 cm Wasser absorbiert und damit Photon (2) zu einem Single wird.

Wird die Absorption der Strahlung bei der Rekonstruktion des Bildes unberücksichtigt gelassen, kommt es daher zwangsläufig zu Artefakten im Bild; die gemessene Aktivitätsverteilung stimmt ohne Absorptionsskorrektur nicht mit der tatsächlichen Verteilung überein.

Relevanz für die Quantifizierung von Anreicherungen

Fall (2) ist noch unter einem anderen Aspekt von ganz elementarer Bedeutung: Die Wahrscheinlichkeit einer Absorption ist im Fall (2) unabhängig davon, ob die Annihilation an der Oberfläche oder in der Mitte des Objektes stattfand! Bei Annihilation an der Oberfläche durchläuft Photon (1) den gesamten Zylinder, Photon (2) nur Luft, bei Annihilation in der Zylindermitte durchlaufen beide Photonen den halben Zylinder, was zur selben Absorptionswahrscheinlichkeit führt.

Da die Absorptionswahrscheinlichkeit somit nur von der Gesamtschwächung des durchstrahlten Volumens, nicht jedoch vom Ort der Annihilation auf der Koinzidenzlinie abhängt, ermöglicht dies eine tiefenunabhängige Quantifizierung der Nuklidanreicherung im Objekt.

Absorptionskorrektur beim PET

Bei den bis ca. 2003 gebauten reinen PET-Systemen wurden die Emissionsdaten des PET mit Hilfe von Stabquellen schwächungskorrigiert . Dazu wurden radioaktive Quellen um das Untersuchungsobjekt geführt und ein Tomogramm ähnliches wie bei der Computertomograpie erstellt. Dies war ein teures und zeitraubendes Verfahren. Pro FOV war neben der Emissionsmessung eine ca. dreiminütige Transmissionsmessung mit der Strahlenquelle nötig. Die dafür verwendete ⁶⁸[Ge]-Quelle zerfiel, was mit der Zeit nicht nur die Qualität der Schwächungskorrektur verschlechterte, sondern auch einen ständigen Kostenfaktor darstellte.

Absorptionskorrektur beim PET/CT

In heutigen PET/CT-Systemen wird die Schwächungskorrektur anhand der CT-Daten bestimmt. Da eine Ganzkörperaufnahme mit einem modernen CT nicht länger als 30 Sekunden dauert, ist dieses Verfahren nicht nur deutlich genauer, sondern auch erheblich schneller.

Mit Hilfe von Umrechnungstabellen wird einem gemessenen Hounsfield-Wert im Computertomographie-Schnitt der zugehörige lineare Schwächungskoeffizient µ für Gammastrahlung der Energie 511keV zugeordnet.

Davor werden die CT-Daten jedoch segmentiert: Die gemessen Daten werden geglättet und die Hounsfield-Werte auf einen festen Schwächungswert für Wasser, Knochen und Luft auf- bzw. abgerundet. Damit wird vermieden, daß durch die Schwächungskorrektur Bildrauschen ins Bild hineingerechnet wird. Da das Computertomogramm oft unter Verwendung von Röntgenkontrastmittel aufgenommen wird, kann dies bei manchen Geräten zu Bildartefakten führen. Ein Metallimplantat kann ebenso nicht nur die Bildrekonstruktion des CT, sondern auch die Schwächungskorrektur und damit die Bildrekonstruktion des PET Bildes stören.

Der 3D-Aufnahmemodus

Hier wird nicht nur auf Koinzidenzen von zwei Kristallen innerhalb des selben Detektorrings, sondern auch zwischen verschiedenen Detektorringen überprüft. Der 3D-Aufnahmemodus ist der am häufigsten verwendete Acquisitionsmodus. Für eine große Zahl von klinischen PET und PET/CT-Systemen ist dies der einzig verfügbare Aufnahmemodus.

Vorteil

Durch den größeren betrachteten Raumwinkel ergibt sich im Vergleich zum 2D-Aufnahmemodus eine erhöhten Sensitivität, da nicht nur radiale, sondern auch schräg einfallende Koinzidenzen erfasst werden.

Nachteil

Da im 3D-Aufnahmemodus Ereignisse einer größeren Zahl von Detektoren betrachtet werden, stellt dies größere Anforderungen an die Geräteelektronik. Der reine 3D-Modus führt überdies zu einer in axialer Richtung inhomogenen Sensitivität: In der Mitte des FOV ist der Raumwinkel der erfassbaren Koinzidenzereignisse grösser als am Rand, wo fast nur streng radiale Koinzidenzen gemessen werden können. Da eine Koinzidenzschaltung aller Detektoren zu allen Detektoren in der Praxis ohnehin nicht umsetzbar ist, wird dieser Effekt durch geschickte Gruppierung der zusammengeschalteten Detektoren verringert, kann aber nicht vollständig eliminiert werden.

Im 3D-Aufnahmemodus sind die Detektoren einer verstärkten Streustrahlung ausgesetzt, die mit zunehmendem Untersuchungsvolumen und mit steigender Dosisleistung die Bildqualität zunehmend verschlechtert. Diese verstärkt auftretende Streustrahlung hat Ihre Ursache auch in dem Umstand, dass die Weglänge eines Photons - und damit die Wahrscheinlichkeit einer Streuung/Absorption eines der beiden Photonen - bei schrägem Durchlauf durch das Untersuchungsvolumen größer ist als bei streng radialem Durchgang. (Axiale Richtung soll hier heißen: aus Sicht des Patienten, d. h. in Richtung Kopf-Fuß, radial vom Untersuchungsvolumen in Richtung Detektor)

Der 2D-Aufnahmemodus

Neben dem meist verwendeten 3D Modus verfügen manche Geräte auch über einen 2D-Aufnahmemodus. Hierbei werden lediglich Ereignisse auf Koinzidenz geprüft, die sich in Kristallen des selben Detektorringes ereignen. Man unterscheidet weiter zwischen einem "elektronischen" und einem "echten" 2D-Modus: Beim "echten" 2D-Aufnahmemodus werden Wolframsepten in die Gantry eingefahren, um Photonen, die nicht streng radialen Ursprungs sind, zu stoppen; beim "elektronischen" 2D-Modus wird durch entsprechende Verschaltung der Koinzidenzprüfung nur auf Koinzidenzen innerhalb des selben Ringes geprüft, die Strahlung selbst bleibt aber für die Detektoren "sichtbar".

PET-Systeme mit "schnellem" Kristall (LSO/LYSO) verfügen meist nicht über den "echten" 2D-Aufnahmemodus. Es wird herstellerseitig argumentiert, dass das deutlich kleinere Koinzidenzzeitfenster von ca 5nSek gegenüber ca. 10nSek bei BGO Scannern das Auftreten von Zufallskoinzidenzen wirkungsvoll unterdrückt.

Vorteile

Der elektronische wie auch der echte 2D-Modus führen zu einer erstklassigen Homogenität der Senstivität über den Field of View. Da die Detektoren nur Koinzidenzen aus radialer Richtung "sehen", ist zudem die Wahrscheinlichkeit, dass diese Ereignisse keine echten Koinzidenzen, sondern Zufallskoinzidenzen sind, geringer als im 3D-Aufnahmemodus.

Das physikalische Ausblenden von schräg eintreffenden Photonen mittels Bleisepten beim "echten 2D-Aufnahmemodus" verringert die Zahl der insgesamt von den Detektoren "gesehenen" Ereignisse stark; dieser Aufnahmemodus ist daher sehr effektiv für die Unterdrückung von Streustrahlung einsetzbar.

Der 2D Aufnahmemodus wird verwendet, wenn

• das Untersuchungsvolumen groß ist und eine große Zahl von Streuereignissen erwarten lässt,
• die injizierte Nukliddosis hoch ist, was das Auftreten von Zufallskoinzidenzen ebenso erzöht.

In letzterem Fall wiegt der Verlust an Sensitivität nicht sehr schwer, da die Zählstatistik bei diesen Aufnahmen ohnehin sehr gut ist.

Nachteile

Durch das Ausblenden schräg einfallender Ereignisse werden naturgemäß nicht nur unerwünschte Streuereignisse, sondern auch echte Koinzidenzen von den Detektoren fern gehalten. Die Sensitivität des Scanners in diesem Modus ist daher deutlich geringer als im 3D-Modus.

Time of Flight TOF

Bereits seit den frühen 1980er Jahren wurde an dieser Methode zur Steigerung des Signal-Rauschabstands geforscht und erste kommerzielle Geräte wie z.B. der Gemini-TF von Philips implementieren dieses TOF-Prinzip heute bereits (2007). . Bei der TOF-Messung wird versucht, innerhalb eines Koinzidenzfensters von etwa 6 ns die Zeitdifferenz zwischen dem Auftreffen der beiden Gammaquanten zu messen. Somit kann nicht nur eine Aussage über den Verlauf der Line-Of-Response getroffen werden, sondern auch die Position der stattgefundenen Annihilation auf dieser Linie bestimmt werden. Eine gute Implementierung dieses Verfahrens kann die momentan recht aufwändigen analytischen sowie iterativen Bildrekonstruktionsverfahren vereinfachen.

Die gegenwärtig erzielbare zeitliche Auflösung liegt bei ca. 600 Pikosekunden und verschlechtert sich mit steigender Zählrate, was bedeutet, dass sich der Ort der Anihilation bestenfalls mit einer Genauigkeit von 9 cm FWHM bestimmen lässt. Zum gegenwärtigen Zeitpunkt verbessert die TOF daher lediglich den Signal-Rauschabstand, nicht aber die erzielbare Ortsauflösung, wobei die Grenze bei best möglicher Implementierung, kleiner Läsionsgröße und einem Patientendurchmesser von 40cm bei 50% Gewinn an Signal-Rauschabstand liegt.

Sollten sich künftig zeitliche Auflösungen in der Größenordnung zweistelliger Pikosekundenwerte realisieren lassen, wird dies auch die Ortsauflösung des PET-Systems verbessern.

Gerätetechnik

Vom PET zum PET/CT

Datei:MBq petct.jpg

PET/CT: links CT, Mitte PET, rechts Fusionsbild

PET ist bei der richtigen Fragestellung ein hochsensitives Verfahren; Aktivitätsanreicherungen lassen sich jedoch anatomisch nicht immer gut lokalisieren, da in PET Bildern in erster Linie Stoffwechselprozesse aufgezeigt werden; hinzu kommt die begrenzte Ortsauflösung von ca. 4-6 mm. Ein PET/CT kombiniert die hohe Ortsauflösung (von bis zu 0,35 mm) und detailreiche Anatomiedarstellung des CT mit den hochsensitiven Stoffwechselinformationen aus der PET.

Seit dem Jahre 2001 sind daher Geräte auf dem Markt, die einen PET-Scanner mit einem Computertomografen (CT) kombinieren. Das weltweit erste Gerät dieser Art wurde von der Firma General Electric an der Universität Zürich im Jahr 2001 installiert, das deutschlandweit erste Gerät wurde von der Firma Siemens im Jahre 2002 an der Universitätsklinik Essen in Betrieb genommen.

Bei PET/CT-Systemen werden die für die Schwächungskorrektur der PET-Daten nötigen Korrekturmaps aus den Hounsfield-Werten der CT-Daten errechnet. Bei reinen PET-Scannern war hierfür eine eigene Strahlenquelle nötig, mit deren Hilfe diese Schwächungsmap erstellt wurde. Da die Aufnahme des CT-Scans erheblich schneller erfolgt als die früher nötige Transmissionsaufnahme mit Strahlenquelle, ergibt sich daraus eine deutliche Verkürzung der Aufnahmedauer von bis zu 40%. Die Untersuchungszeit heutiger Geräte liegt im Bereich von 15 bis 30 Minuten.

PET/CT Geräte für den klinischen Einsatz haben reine PET-Scanner mittlerweile (2007) vollständig verdrängt.

Für die nahe Zukunft ist auch eine Kombination der PET mit MRT-Geräten geplant.

Der PET-Detektor

Der ideale PET-Detektor

Die Merkmale, die den idealen vom realen Detektor unterscheiden, sind kursiv gedruckt.

Da die bei der Vernichtung des Positrons entstehenden Photonen in jede Raumrichtung zielen, wäre ein idealer PET-Detektor eine Kugel bzw ein Zylinder, der das Untersuchungsobjekt vollständig umschließt. Im Fall, dass der Mensch das Untersuchungsobjekt sein soll, hieße das, diese Kugel oder den Zylinder mit einem Durchmesser bzw. einer Länge von ca. 1,6m zu bauen (unter der Annahme, dass größere Personen für die Untersuchung die Beine anwinkeln). Prinzipiell ist solch eine Konstruktion herstellbar, jedoch würden die Kosten für ein derartiges Gerät in keinem Verhältnis zum diagnostischen Wert stehen und Klaustrophobiker hätten bei einer PET-Untersuchung in diesem Gerät sicher keine Freude.

Die unendlich vielen Kristalle des idealen Detektors absorbieren alle einfallenden Photonen vollständig. Die Detektorkristalle dieses idealen Detektors sind winzig klein, äußerst dünn und alle einfallenden Photonen reagieren mit dem Kristall via Photoeffekt was einen sehr hellen Lichtblitz erzeugt, der nach exakter Lokalisation in äußerst kurzer Zeit abklingt, so dass das Szintillationskristall sofort bereit ist, die nächste Szintillation zu registrieren. Die Nachweiselektronik verfügt über ein so kleines Koinzidenzzeitfenster, dass es über die Flugzeitdifferenz der Anihilations-Photonen den genauen Aufenhaltsort des Positrons zum Zeitpunkt der Anihilation bestimmen kann. Detektor und Elektronik können dies im idealen Detektor auch bei höchsten Nuklidaktivitäten ohne Zählverlust. Die spezielle Konstruktion des perfekten Detektors erlaubt, den Einfallswinkel der Photonen zu bestimmen, so dass nur Koinzidenzen von Detektoren abgefragt werden, die aus der Richtung des eintreffenden Photons liegen, wodurch in Kombination mit dem ultrakurzen Koinzidenzfenster die Zahl der Randoms vernachlässigbar ist.

Der reale PET-Detektor

Geometrie

In der Anfangszeit der PET wurden Systeme hergestellt, bei denen die Koinzidenzen lediglich zwischen Teilringen oder zwischen den Köpfen einer regulären, in Koinzidenz geschalteten Doppelkopf-Gammakamera mit NaJ-Szintillator gemessen wurden. Die Empfindlichkeit dieser Systeme war dezidierten Vollring-PET Systemen jedoch so stark unterlegen, dass sie sich letztlich nicht durchsetzen konnten.

Die ersten Vollring-PET hatten nur einen Detektor-Ring, bei modernen Systemen werden heute mehrere Ringe nebeneinander angeordnet, wodurch die Sensitivität des Gesamtsystems weiter gesteigert wurde.

Schema des Detektorsystems eines PET Scanners (hier ECAT Exact HR+)

Der Detektor eines heute kommerziell erhältlichen PET-Scanners besteht aus mehreren Detektorringen, die jeweils aus 30-40 Detektormodulen aufgebaut sind. Ein Detektormodul wiederum besteht aus 4-8 Detektorblöcken. Ein Detektorblock besteht schließlich aus mehreren Einzelkristallen (z. B. in der Anordnung 4x4, 4x5 oder 6x6). Die Abmessungen der Kristalle bewegen sich im Bereich von 6 bis 8 mm in transaxialer Richtung. In radialer Richtung - also in Einfallsrichtung der Photonen - beträgt die Kristalldicke meist zwischen zwanzig und dreißig Millimetern. Die Einzelkristalle sind entweder direkt oder mittels Kopplungslichtleiter mit den Photomultipliern verbunden. Die Photomultiplier sind einzeln oder in Blöcken angeordnet, sie haben je nach Hersteller runde oder quadratische Eintrittsfenster.

In der Summe ergibt dies ca. 10.000 ringförmig angeordnete Detektorkristalle (Szintillationszähler), die mit ca. 1000 Photomultipliern gekoppelt sind.

Der axiale Sichtbereich der Detektoren - auch Field of View (FOV) genannt - liegt im Bereich von ca. 15 bis 20 cm. Der Durchmesser des Detektor-Ringes liegt je nach Gerät zwischen ca. 50 und ca. 85 cm.

Kristallmaterial

Der ideale Szintillator für die PET - den es im Übrigen nicht gibt - hat folgende Eigenschaften:

• hoher linearer Schwächungskoeffizient µ für eine hohe Nachweisempfindlichkeit
• kurze Abklingzeit der Szintillation für geringe Zahl von Zufallskoinzidenzen bei hohen Zählraten
• lichtstarke Szintillation für gute Energieauflösbarkeit im Photomultiplier
• gute Energieauflösung des Detektormaterials für klare Unterscheidbarkeit zur Streustrahlung
• Wellenlänge der Szintillation in der Nähe von 400nm für gutes Zusammenspiel mit Photomultipliern
• transparent für Photonen der Szintillationswellenlänge
• Brechzahl in der Nähe von 1,5 für guten Lichtübergang vom Kristall zum Photomultiplier
• Strahlungsfest für stabile Leistung bei hoher Dosisbelastung
• nichthygroskopisch für einfache Packung
• Preiswert in der Herstellung
• Robust für einfache Handhabung und kleinere Kristallabmessungen
• gleichbleibende Empfindlichkeit für geringen Rekalibrationsaufwand

Alle kommerziell erhältlichen Systeme für die klinische PET benutzen heute als Detektormaterial entweder Bismutgermanat "BGO" (Bi₄Ge₃O₁₂), mit Ce³⁺ dotierte Verbindungen wie Lutetiumyttriumoxoorthosilicat ("LYSO", LuYSiO₅:Ce³⁺) oder Lutetiumoxyorthosilikat ("LSO", Lu₂SiO₅:Ce³⁺).

Die kürzere Abklingzeit von LSO und LYSO ermöglicht, PET-Systeme mit deutlich kleineren Koinzidenzzeitfenstern zu bauen, als dies mit dem Kristallmaterial BGO möglich ist. Ein kleineres Koinzidenzzeitfenster verringert die Zahl der gemessenen Zufallskoinzidenzen und verbessert auf diese Weise das Signal-Rausch-Verhältnis. LSO und LYSO sind jedoch (gegenwärtig) in der Herstellung deutlich teurer als BGO. Sensitivität und Photofraktion von BGO sind größer als die von LSO und LYSO. Der Bau eines Time-of-Flight-PET-Systems, an der seit den 1980er Jahren geforscht wird, mit BGO nicht möglich, die für die TOF nötige zeitliche Auflösung ist hiermit nicht zu erreichen. Das gegenwärtig einzige kommerziell erhältliche TOF-PET-System verwendet LSO als Kristallmaterial.

Bis vor einigen Jahren wurde von einem Hersteller auch GSO als Detektormaterial verwendet.

die Ortsauflösung limitierende Faktoren

• Die Positronen sind unmittelbar nach ihrer Entstehung zu schnell, um mit einem Elektron zu annihilieren. Sie entfernen sich daher eine kurze Strecke vom Ort ihrer Entstehung, wobei sie durch Wechselwirkung mit anderen Teilchen stetig an Energie verlieren. Die bis zur Annihilation zurückgelegte Wegstrecke ist abhängig von der Anfangsenergie der Positronen - und damit vom verwendeten Radionuklid. Diese sog. mittlere freie Weglänge liegt in der Größenordnung von 0,5 Millimetern im Gewebe und 1,5 Millimetern in der Lunge.

• Die Emission der Photonen erfolgt nicht exakt kollinear, sondern mit einer kleinen Abweichung zum idealen 180°-Winkel. Da bei der Rekonstruktion der Auftreffwinkel der Photonen üblicherweise nicht gemessen werden kann, muss zur Rekonstruktion jedoch eine Gerade als Line-of-Response (LOR) angenommen werden, wodurch bei Ganzkörper-PETs ebenfalls ein Fehler im Bereich einiger weniger Millimeter entsteht. Dieser sogenannte Kolinearitätsfehler ist im Gegensatz zur erstgenannten Fehlerquelle zumindest theoretisch vermeidbar. Entsprechende Detektoren mit Messung des Eintrittswinkels für klinische PET-Systeme sind noch in der Entwicklungsphase, bei präklinischen PET-Systemen für Tierversuche jedoch schon kommerziell erhältlich. Zur Korrektur des Fehlers werden sog. Phoswich-Detektoren benutzt, bei denen zwei verschiedene Detektormaterialien quasi in Sandwich-Bauweise übereinander angeordnet sind.

• Die Detektorgröße und die Lokalisationsgenauigkeit des Szintillationsorts mit Hilfe des Anger-Prinzips limitieren die Lokalisationsgenauigkeit einer Szintillation im Kristall auf ca. 2mm

• Der im Bildrekonstruktionsalgorithmus zur Elimination von Bildrauschen verwendeter Glättungs-Filter verringert die Ortsauflösung um ca. 2-5 Millimeter

• Die verwendete Darstellungsmatrix, d.h. Pixelgröße des Bildes verringert die Auflösung des Bildes.

• Die Patientenbewegung, die u.a. durch die Atembewegung des Patienten verursacht wird, führt zu einem Verschmieren der Bildinformation von bis zu 50mm.

Diese Zahlenwerte addieren sich nicht vielmehr überlagern sich die Unschärfen. Unter Ausserachtlassung der Patientenbewegung ist letztlich eine Systemauflösung zwischen 4 und 6 Millimetern erreichbar.

Leistungsparameter eines PET Systems

Räumliche Auflösung

Die räumliche Auflösung wird in FWHM angegeben. Sie ist abhängig von der dem Meßvolumen zugewandten Fläche der Einzelkristalle und in geringem Masse auch vom Durchmesser der Gantry, da mit steigendem Gantrydurchmesser der Einfluss des Kolinearitätsfehlers der Positronenzerstrahlung steigt.

Koinzidenzen, die außerhalb des Zentrums des FOV stattfinden, treten umso schräger in die Detektoren ein, je weiter sie in radialer Richtung vom Zentrum des Detektors entfernt sind. Der Kristall sieht dann nicht einen von vorne kommenden kompakten Lichtblitz, sondern eine Leuchtspur, deren genauer Ort nicht bestimmbar ist. Je kleiner der Gantrydurchmesser ist, desto größer ist dieser Effekt. Ein kleiner Gantrydurchmesser erhöht daher zwar die in der Bildmitte erzielbare Auflösung, führt jedoch zu unproportional starkem Absinken der Ortsauflösung außerhalb der Bildmitte.

Sensitivität

Sensitivität ist allgemein formuliert die Gesamtzahl richtig positive Ereignisse im Verhältnis zur Summe der richtig positiven und falsch negativen Ereignisse.

In der PET ist die Sensitivität die Zahl an Impulsen pro Sekunde (Trues), die pro Becquerel und Milliliter gemessen werden.

Sie wird meist in ${S}={\frac {\mathrm {Counts} }{\mathrm {Sekunde} *\mathrm {kBq} }}$ angegeben.

Bei der Messung der Aktivität einer injizierten Probe wird ein Bohrlochmessplatz verwendet, von dem man annimmt, dass er alle Szintillationen nachweisen kann.

Für die Rekonstruktion eines Bildes guter Qualität ist eine gute Zählratenstatistik Grundvoraussetzung; sie kann nur erzielt werden, wenn das PET aus der injizierten Dosis möglichst viele Trues ermitteln kann.

Gute Systeme erreichen Werte von 7 bis 9 ${\frac {\mathrm {Counts} }{\mathrm {Sekunde} *\mathrm {kBq} }}$

Beim PET hängt die Sensitivität von der Photofraktion des Detektormaterials, dem linearen Schwächungskoeffizienten des Detektormaterials, von der Detektorgeometrie und der Kristalldicke ab.

Scatterfraction

Dies ist der Anteil an gestreuten und zufälligen Koinzidenzen an der Gesamtzahl gemessener Koinzidenzen.

Je niedriger die Scatterfraction, desto besser der Bildkontrast.

Die Scatterfraction kann verringert werden durch:

• kleines Koinzidenzzeitfenster
• gute Energieauflösung des Detektors und damit gute Ausblendung gestreuter Koinzidenzen
• Abschirmung von Streustrahlung durch Septen und Endshields (Stirnseitig am Detektor angebrachte Blenden).

Noise Equivalent Countrate, NECR

Mißt man am PET in einer Versuchsreihe sehr wenig Aktivität und steigert diese langsam, so ergibt sich folgendes Bild:

Die Zahl der gemessenen wahren Koinzidenzen steigt zunächst mit der Dosis an. Zufallskoinzidenzen nehmen jedoch mit zunehmender Aktivität nichtlinear zu, irgendwann sogar stärker als die Zahl der wahren Koinzidenzen (Trues), da die Wahrscheinlichkeit, dass zwei zufällige Ereignisse innerhalb des Koinzidenzzeitfensters auftreten, steigt.

Darüber hinaus machen sich dann auch Totzeiteffekte bemerkbar, da Kristall und Elektronik eine feste Zeitspanne benötigen, um eine Szintillation zu erfassen. Wenn in dieser Zeitspanne bereits das nächste Ereignis stattfindet, kann es nicht erfasst werden und wird verworfen.

Für die Bildqualität bedeutet dies: Bei sehr kleiner zu messender Aktivität ist das Bild stark verrauscht, da die Zahl der gemessenen Ereignisse gering ist. Sie verbessert sich mit zunehmender Aktivität, erreicht jedoch irgendwann ein Maximum. Ein weiterer Dosisanstieg führt zu starkem Verlust an Bildkontrast, das Bild wird wieder flauer.

Eine Messgröße, die diese Eigenschaft eines PET beschreibt, ist die NECR

= Noise equivalent Count Rate:

${NECR}={\frac {T^{2}}{T+S+2fR}}$

mit:

T = Rate der wahren Koinzidenzen

S = Rate der gestreuten Koinzidenzen

R = Rate der Zufallskoinzidenzen

f = Flächenanteil des projizierten Objektes auf die Projektionsfläche

Ablauf einer PET Untersuchung

Das Radiopharmakon wird dem Probanden per Injektion oder Inhalation verabreicht. Beispiel FDG-PET: Es werden je nach Patientengewicht 200 bis 500 MBq injiziert; anschließend muss der Patient ca. 60-75 Minuten ruhen, damit der Tracer genügend Zeit hat, sich an relevanten Stellen im Körper anzureichern (Uptakephase). Bei der FDG-PET ist darüberhinaus darauf zu achten, dass der Patient ruhig liegt und nicht friert, da diese Erhöhung des Zuckerstoffwechsels im Bild als Anreicherung in der Muskulatur sichtbar würde. Der Patient wird auf einem beweglichen Tisch so positioniert, dass der zu untersuchende Körperabschnitt im Sichtbereich der Detektoren liegt. Der axiale Sichtbereich der Detektoren - auch Field of View (FOV) genannt - liegt bei kommerziellen Systemen im Bereich von ca. 15 bis 20 cm. Bei Aufnahmen, die einen größeren Teil des Körpers abdecken, ist es daher nötig, mehrere FOVs aufzunehmen. Je nach Gerätetyp ist die Überlappung der FOVs unterschiedlich groß und liegt zwischen ca. 1,5 und 5 Zentimetern. Für eine Ganzkörperaufnahme ergeben sich 8 bis 12 FOVs. Meist werden jedoch nur Teilkörperaufnahmen durchgeführt. Pro FOV liegt die Aufnahmedauer je nach Gerät, verwendetem Tracer, injizierter Dosis und Patientenanatomie (BMI) bei 2 bis 4 Minuten. Nach Ablauf dieser Zeit verfährt das Gerät automatisch zur nächsten Aufnahmeposition.

Beim PET/CT wird der Patient unmittelbar hintereinander durch beide Detektorringe (Gantries) von CT und PET gefahren. Diese Gantries sind bei einigen Systemen im selben Gehäuse untergebracht und nicht einzeln von außen sichtbar. Die entstehenden Bilder werden im Computer automatisch fusioniert.

Bei PET/CT-Geräten ist die CT-Aufnahme für die Berechnung schwächungskorrigierter PET-Bilder zwingend erforderlich, jedoch reicht ein sog. Low-Dose CT-Scan hierfür aus. Bei einigen Geräten kann für die Errechnung der Schwächungsmap jedes CT-Protokoll, also auch eine diagnostische CT Aufnahme genutzt werden; einige Geräte fordern zwingend die zusätzliche Durchführung eines dedizierten Low-Dose Scans, selbst wenn vom Patienten bereits eine Hoch-Dosis-CT Aufnahme existiert.

Kosten

PET gehört nicht nur zu den effektivsten, sondern auch zu den teuersten bildgebenden Verfahren in der modernen Medizin. Die Kosten einer PET Untersuchung betragen ca. 1.000 €, die einer PET/CT bis zu 1.700 €. Die Gesetzliche Krankenversicherung in Deutschland übernimmt diese Kosten, im Gegensatz zur Praxis in anderen europäischen Staaten, in der Regel nur wenn der Patient stationär aufgenommen bzw. behandelt wird.

Grenzen

Da PET auf der Verabreichung einer radioaktiven Substanz beruht, muss die Indikation wie bei allen mit ionisierender Strahlung arbeitenden Bildgebungsverfahren (z.B. CT, Angiografie) zurückhaltend gestellt werden. Die PET zählt im Gegensatz z.B. zur Angiografie zu den nicht-invasiven Bildgebungsverfahren.

Alternative Bildfusion

Da noch viele reine PET Scanner im Einsatz sind (s. u.) wird auch oft mittels moderner Software eine Überlagerung (sogenannte Soft-Fusion bzw. Koregistrierung) von CT-Bildern und PET-Daten berechnet; mit Hilfe gemeinsamer Referenzpunkte wie z.B. Knochenstrukturen oder anhand externer Positionsdaten. Dies ist auch mit MRT-Bildern möglich. Je nach Fragestellung kommt die "hard-fusion" mittels PET/CT-Scanners oder die genannte "soft-fusion" zum Einsatz. Ein generelles Vorziehen einer Methode ist hierbei schwierig.

Aktuelle Forschungsthemen

Trotz der langen Historie der PET, wird weltweit an der Verbesserung des Verfahrens gearbeitet. Hier sollen kurz einige aktuelle Forschungspunkte aufgelistet werden:

• Auf Grund der stetig steigenden Auflösung neuer Positronen-Emissions-Tomographen und der trotzdem verhältnismäßig langen Aufnahmezeiten, die selbst bei modernen Geräten bei 15 bis 30 Minuten liegt, wird das Problem von Patientenbewegungen während einer Untersuchung immer aktueller. Es gibt daher weltweit immer mehr Forschungsgruppen die sich diesem Thema widmen und versuchen, mit Hilfe von Bewegungserfassungssystemen (sog. Motion-Tracking) die Bewegung des Patienten während der Untersuchung aufzuzeichnen und um dann ggf. bei starken Bewegungen die Rohdaten einer Aufnahme so zu modifizieren, dass quasi bewegungsfreie Schnittbilder erzeugt werden können.

• Experimentelle Entwicklungen zur Steigerung der Ortsauflösung von PET sind - bisher nur anwendbar für kleine Tiergehirne (Ratten) - bis zur praktischen Anwendung fortgeschritten; hier ist die internationale Zusammenarbeit von Forschungsinstituten mit Namen CRYSTAL CLEAR zu nennen, die eine neue Generation von Scannern entwickelt haben. Ortsauflösungen von ca. < 1,6 mm sind erreichbar.

Forschungseinrichtungen

Im deutschsprachigen Raum befasst man sich u.a. in folgenden Forschungseinrichtungen mit der Weiterentwicklung und den Grenzen der PET:

• Forschungszentrum Dresden-Rossendorf
• Forschungszentrum Jülich
• Deutsches Krebsforschungszentrum, Heidelberg
• Technische Universität München, Nuklearmedizin
• Westfälische Wilhelms-Universität Münster, Nuklearmedizin
• Max-Planck-Institut für neurologische Forschung, Köln

Ähnliche Verfahren

• Szintigrafie
• Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT)

Weblinks

• Hoffnung für Krebspatienten - Frontal21 (ZDF) Beitrag vom 02.11.2004
• Let's Play PET - Sehr gut illustrierte Einführung zu PET (englisch)
• Nuclear Medicine Information - PET Themensammlung (englisch)
• Möglichkeiten und Grenzen
• PET-Standort in der Nähe finden - Deutsche Gesellschaft für Nuklearmedizin
• Max-Planck-Institut für Neurologische Forschung Köln