4.8 Emissionstomographie. 4.8 Emissionstomographie mit Positronenstrahlern (PET) 75. Energie E = 0,511 MeV ab, die sich exakt in entgegengesetzter

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1 4.8 Emissionstomographie mit Positronenstrahlern (PET) 75 Für eine solche Bildüberlagerung, aber auch für die quantitative Bestimmung der Verteilung des Radiopharmakons ist es wichtig, die Schwächung der Gammastrahlung durch Absorption im Gewebe berücksichtigen zu können. Hierzu können heutige SPECT-Kameras apparativ so erweitert werden, dass mit einer externen radioaktiven Quelle (meist einer Stab- oder Flächenquelle) eine Transmissionsmessung des Patienten durchgeführt wird: Ähnlich wie beim CT wird mit dem Kamerakopf gegenüber der Transmissionsquelle die durch den Patienten durchgetretene Strahlung registriert, und aus dem Teil, der beim Durchtritt absorbiert wurde, kann die Dichteverteilung im Innern des Patienten errechnet werden. Mithilfe dieser Dichteverteilung lässt sich dann der Effekt der Absorption rechnerisch kompensieren. Eine Schemazeichnung und ein Foto einer 2- Kopf-SPECT-Kamera finden sich in den Abbildungen 4-15 und Ähnlich wie bei PET-CT- Geräten (s. u.) gibt es auf dem Markt jetzt auch SPECT-CT-Geräte, die eine 2-Kopf-Gammakamera und einen Computertomographen in einem Gerät vereinen. 4.8 Emissionstomographie mit Positronenstrahlern (PET) Das modernste bildgebende Verfahren der Nuklearmedizin ist die PET. Es nutzt die Tatsache aus, dass Elektronen und Positronen als Teilchen und Antiteilchen nicht nebeneinander existieren können. Positron und Elektron haben beide die gleiche Masse aber entgegengesetzte Ladung. Wenn beim Zerfall eines Positronenstrahlers (z. B. 18 F, 13 N, 11 C) ein Positron emittiert wird, gibt es seine ursprüngliche kinetische Energie innerhalb weniger Millimeter vom Zerfallsort ab und trifft dann, schon fast ruhend, auf ein Elektron. Beide Teilchen rekombinieren und geben ihre Energie mit 2 Gammastrahlen der Energie E = 0,511 MeV ab, die sich exakt in entgegengesetzter Richtung mit Lichtgeschwindigkeit von ihrem Entstehungsort entfernen (also unter einem Winkel von 180 Grad). Da bei diesem Vorgang Elektron und Positron vernichtet werden, nennt man die dabei entstehende Gammastrahlung Vernichtungsstrahlung oder Annihilationsstrahlung. Das PET-Gerät wird, da es anders auf die Zerfallsereignisse schaut als eine Gammakamera, üblicherweise nicht als Kamera, sondern als PET-Scanner bezeichnet. Die Detektoren sind bei einem PET-Scanner ringförmig angeordnet (Abb und 4-18) und stationär; sie bewegen sich während der Messung nicht. Ein direkter Zusammenhang zwischen dem Annihilationsort und der Messung im Detektorsystem ist in der PET durch die beiden koinzidenten und gegenläufig emittierten γ-quanten gegeben. Unter der Annahme einer im Rahmen der Geräteauflösung vernachlässigbaren Reichweite der Positronen liegt der Ort des Zerfalls direkt auf einer Linie zwischen den beiden Detektoren, in denen die 2 γ-quanten registriert wurden. Man nennt diese Linie auch line of response (LOR). Im Gegensatz zur SPECT benötigt die PET also keinen Kollimator. Die registrierten Koinzidenzen werden auch nicht in ein Szintigramm einsortiert, sondern in ein sogenanntes Sinogramm. Abbildung 4-19 verdeutlicht den Zusammenhang zwischen LOR bei PET und bei SPECT. Wichtige Kriterien bei PET-Scannern sind Typ und Anzahl der Detektoren, nicht nur auf dem Ring, sondern auch in der Längsachse des Scanners. Typische Geräte haben z. B. 24 Ringe mit je 384 Detektorelementen auf 360, insgesamt also 9216 Detektorelemente, und erreichen damit ein axiales Gesichtsfeld von ca. 16 cm. Jedes dieser Detektorelemente muss mit einem Photomultiplier (PM) verbunden sein. Derzeit wird mit der Verwendung von Avalanche-Photodioden (APD) statt PM experimentiert, um den immensen elektronischen Aufwand zu reduzieren. Als Szintillatormaterial kommt NaI u. a. wegen der hohen Energie der Gammastrahlung nicht infrage, stattdessen werden Bismutgermanat (BGO) und zunehmend auch Lutetiumoxyorthosilicat (LSO) verwendet.

2 76 4 Messtechnik Abb Aufbau eines PET. D = Dokumentation, D i = Bismutgermanat (BGO-) oder Lutetiumoxyorthosilicat-(LSO-)Detektoren, K i = Koinzidenzschaltungen, L = Liege, R = Rechner mit B = Bedienkonsole, M = Monitor. Abb PET-CT-Scanner. In der Gantry sind sowohl ein Ringdetektorsystem für die PET (vorderer Teil) als auch ein Mehrzeilen-CT enthalten. (Mit freundlicher Genehmigung der Siemens AG Medical Solutions, Erlangen)

3 4.8 Emissionstomographie mit Positronenstrahlern (PET) 77 Jeder PET-Scanner hat zudem eine Vorrichtung, um eine Transmissionsmessung durchzuführen: Der Patient wird von einer oder mehreren vor dem Detektorring umlaufenden Strahlenquellen durchstrahlt, und aus dem, was auf der gegenüberliegenden Seite wieder austritt, kann errechnet werden, wie stark der dazwischenliegende Patient die Strahlung entlang der LOR schwächt. Das Funktionsprinzip ist also das gleiche wie beim CT. Und genau das macht sich die aktuelle Gerätegeneration zunutze: Sie kombinieren einen Positronentomographen mit einem Röntgen-CT (s. Abb. 4-18) und heißen demgemäß PET-CT. Die Geräte können unabhängig voneinander oder in einer kombinierten Messung (zeitlich verschachtelt) verwendet werden. PET-Detektorring Sinogramm SPECT-Detektorkopf LOR LOR r r Projektion r Abb Schematische Darstellung der Messdatenspeicherung als Sinogramm. Die Abszisse enthält die Information über den radialen Abstand r der LOR zum Zentrum des transaxialen Gesichtsfeldes (FOV), die Ordinate beinhaltet die Winkelinformation Φ bezogen auf die vertikale Achse im FOV. Der Winkelbereich in der SPECT geht von 0 bis 360 ; aufgrund der Koinzidenzmessung in der PET beinhaltet das Intervall von 0 bis 180 die komplette Projektionsinformation. LOR = line of response. (Mit freundlicher Genehmigung von Dr. M. Mix, Freiburg) 2D-Modus Aquisitionsmodi der PET (axiale Detektoransicht) 3D-Modus Öffnungswinkel Koinzidenzlinien direkte Schicht Zwischenschicht Wolfram-Septen Blockeinheiten nur direkte Schichten Abb Bildliche Darstellung der Akquisitionsmodi im PET. Im 2D-Modus werden die direkten Schichten aus Koinzidenzereignissen von z. B. maximal 5 und die indirekten Zwischenschichten aus maximal 4 axialen Detektorelementen gebildet. Im 3D-Modus werden im Idealfall alle Detektorkombinationen mit unterschiedlichem Öffnungswinkel Θ separat gemessen. (Mit freundlicher Genehmigung von Dr. M. Mix, Freiburg)

4 78 4 Messtechnik Die morphologische Information aus dem CT dient somit zur Berechnung der Schwächung bei der PET. Mehr als die Hälfte der heute weltweit verkauften PET-Scanner sind PET-CT-Kombinationsgeräte. Wenn man die Schwächung adäquat berücksichtigt, lässt sich mit PET-Daten eine absolute Quantifizierung herbeiführen, das heißt man kann für jedes Volumenelement (Voxel) im Patienten die dort vorhandene Aktivitätskonzentration (z. B. in Bq/mL) angeben. Man braucht dazu allerdings noch eine Kreuzkalibrierung zwischen dem Aktivimeter, in dem man die dem Patienten verabreichte Aktivität misst, und dem PET- Scanner. Trotz der elektronischen Kollimation hatte man in den früheren Generationen von PET-Scannern Wolfram-Septen zwischen den Detektorringen (Abb. 4-20). Man akquirierte die Daten im sogenannten 2D-Modus und konnte auch den Rekonstruktionsprozess als zweidimensionales Problem behandeln. Das erlaubte den Einsatz der FBP. Aus 24 Detektorringen wurden so 47 Schichten errechnet. Im 3D-Modus werden auch Koinzidenzen zwischen weit auseinander liegenden Schichten zugelassen. Das ergibt natürlich eine hohe Zahl zusätzlicher koinzidenter Ereignisse und damit eine erhebliche Steigerung der System-Empfindlichkeit, aber einige der schon im 2D-Modus vorhandenen Probleme werden noch einmal deutlich verschärft: Neben den echten Koinzidenzen (trues) treten in jeder LOR sowohl gestreute Koinzidenzen (scatter) als auch zufällige Koinzidenzen (randoms) auf, die die Bildinformation verschlechtern. Der Anteil der gestreuten Koinzidenzen ist im 3D- Modus etwa dreimal so groß wie im 2D-Modus. Man tritt diesen Problemen sowohl auf der apparativen Seite entgegen (z. B. durch ein kleineres Energie- oder ein kürzeres Koinzidenzfenster) als auch bei der Rekonstruktion. In einem iterativen Verfahren können prinzipiell auch die unechten Koinzidenzen berücksichtigt werden. Damit stößt man aber auch heute noch an die Grenzen der verfügbaren Computerleistung. 4.9 Bildverarbeitung, Datentechnik Heutzutage fallen in der Nuklearmedizin praktisch alle Bilddaten in digitaler Form (als digitale Szintigramme) an. Neben den schon erwähnten Rechenverfahren zur weiteren Verarbeitung dieser Daten in der PET lassen sich natürlich auch andere Algorithmen zur Gewinnung quantitativer Informationen auf die Bilddaten anwenden. Zudem sind die Datenübertragung von und zu anderen bildgebenden Modalitäten, die Kommunikation von Anforderungen und Befunden und die Archivierung der Bilder wichtige Themen. Einige der wesentlichen Begriffe in diesem Zusammenhang werden im Folgenden kurz erläutert. Die nuklearmedizinische Bildgebung wird auch als funktionelle Bildgebung bezeichnet, weil die Szintigramme ein Bild davon geben, wie der Stoffwechsel des Patienten funktioniert, und wie viel der verabreichten radioaktiven Substanz an welchen Ort im Körper transportiert wurde. Jedes Szintigramm ist somit eine Art Momentaufnahme des radioaktiven Verteilungsmusters zum Zeitpunkt der Datenerfassung. Wenn man die gleiche Szintigraphie am selben Patienten zu einem anderen Zeitpunkt macht, wird man auf jeden Fall ein anderes Szintigramm erhalten. Diese Situation kann genutzt werden, um Stoffwechselprozesse des Patienten im Zeitverlauf zu betrachten. Dazu werden mehrere Szintigramme unmittelbar nacheinander akquiriert (z. B. bei Nierenszintigraphien, Kap. 11), und man betrachtet den Bildinhalt in einer interessierenden Region (region of interest [ROI]) in Abhängigkeit von der Zeit. Man erhält so eine Zeit-Aktivitäts-Kurve (time activity curve [TAC]), aus der die Stoffwechselfunktion bzw. -fehlfunktion ablesbar ist (Abb bis 11-5). Nuklearmedizinische Untersuchungen dauern immer mehrere Minuten, bis die erforderliche Zahl an Zerfallsereignissen registriert wurde. In dieser Zeit schlägt das menschliche Herz viele Male. Szintigraphien des Herzens enthalten also (vergleichbar dem Foto einer schnellen Be-

5 4.9 Bildverarbeitung, Datentechnik 79 wegung mit längerer Belichtungszeit) eine Bewegungsunschärfe. Da es sich beim Herzen um eine periodische Bewegung handelt, kann man bei gleichzeitiger Ableitung eines EKGs eine getriggerte Akquisition durchführen (engl. gated acquisition, bei tomographischer Durchführung gated SPECT). Diese sortiert die registrierten Ereignisse je nach ihrer zeitlichen Relation zu einem Trigger-Ereignis (der R-Zacke des EKG-Signals) in eine von mehreren Bildmatrizen ein, sodass zu Ende der Datensammlung 8 oder 16 Szintigramme zur Verfügung stehen, die den verschiedenen Phasen der Herzaktion entsprechen. Zur weiteren Auswertung verwendet man bevorzugt die endsystolischen und die enddiastolischen Bilder, da diese den größten Unterschied aufweisen. Aus deren Differenz oder aus der TAC über alle Bilder lässt sich z. B. die Ejektionsfraktion errechnen (s. Kap. 8, Abb. 8-2, Abb. 8-7). Bei onkologischen Fragestellungen wird bevorzugt PET mit [ 18 F]FDG als Tracer eingesetzt (s. Kap. 16). Wenn man PET-Daten in mehreren Positionen der Patientenliege akquiriert und die jeweiligen tomographischen Schichten zu einem einzigen Schichten-Stapel zusammensetzt, erhält man einen Ganzkörper-PET-Datensatz. Für die Aufbereitung eines solchen Datensatzes zur Befundung hat sich die Darstellung in 3 zueinander senkrechten (orthogonalen) Schnittführungen (transversal, koronal, sagittal) durchgesetzt (Abb. 4-21). Häufig wird zusätzlich noch eine maximum intensity projection (MIP) errechnet, die sich drehend auf dem Bildschirm darstellt (daher in Buchform nicht wiedergegeben werden kann) und eine schnelle Identifikation der pathologischen Tracer-Anreicherungen (Läsionen) erlaubt. Um einen quantitativen Wert für eine solche Anreicherung zu ermitteln, wird der standard uptake value (SUV) errechnet. Er ist definiert durch: SUV = Aktivitätskonzentration [Bq/g] Körpergewicht [g]/ applizierte Aktivität [Bq] Bei Gleichverteilung des Tracers im Körper wäre der SUV überall 1. Da [ 18 F]FDG sich auch im gesunden Körper nicht gleich verteilt, sind Werte zwischen 1 und 2 für die meisten Organe normal. Werte deutlich über 2 sind hingegen ein Hinweis auf einen Tumor. Bei der Bestimmung des SUV muss allerdings berücksichtigt werden, dass die Aktivitätskonzentration bei kleinen Läsionen (Größenordnung 1 cm) nur ungenau bestimmt werden kann: Aufgrund der begrenzten örtlichen Auflösung des abbildenden Systems wird die Anreicherung Abb Orthogonale Ansicht zweier Ganzkörper- PET-Volumendatensätze mit identischer Schnittführung Obere Reihe: Emission (Darstellung der Aktivitätskonzentration, Einheit: Bq/ml) Untere Reihe: Transmission (Darstellung des Schwächungskoeffizienten, Einheit: 1/cm) (Software Vinci 2.16 wurde freundlicherweise zur Verfügung gestellt von Dr. St. Vollmar, Köln, de/vinci/)

6 80 4 Messtechnik im Volumendatensatz verschmiert, sodass die dargestellte Aktivitätskonzentration niedriger ist als die wahre. Den Quotienten beider Größen nennt man Recovery: Recovery = scheinbare Aktivitätskonzentration/wahre Aktivitätskonzentration Zudem muss zur zuverlässigen Bestimmung das interessierende Volumen (volume of interest [VOI]) der Läsion passend gelegt werden. Die im Rahmen einer Patientenuntersuchung erstellten Bilddatensätze müssen mindestens 10 Jahre lang aufbewahrt werden. Außerdem werden die meisten Patienten (zumindest im Krankenhaus) nicht nur nuklearmedizinisch untersucht, sondern auch z. B. mit CT oder MRT. Für eine optimale Diagnose und ggf. Behandlung ist es essenziell, alle vorhandenen Bilddaten, möglichst auch die von früheren Untersuchungen, verfügbar zu haben. Genau dies soll ein PACS (picture archiving and communication system) leisten. Es speichert und archiviert die Bilddaten, stellt sie nach Bedarf wieder zur Verfügung, kann sie an andere Kliniken versenden oder von dort weitere Bilder empfangen. Damit sich die vielen Geräte (also die bildgebenden Modalitäten und die beteiligten Computer) miteinander verständigen, ohne die Datenintegrität zu kompromittieren, mussten Standards für deren Kommunikation geschaffen werden. Bei Bilddaten ist dies der DICOM-(digital imaging and communication in medicine-)standard. Im Krankenhaus ist das PACS meist in das Krankenhausinformationssystem (KIS) eingebettet oder zumindest angebunden.