Technik der Positronen-Emissions-Tomographie

Grundprinzip und Bedeutung

Bei der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) wird ein Radiopharmakon verabreicht, meist durch Injektion in eine Armvene. Es enthält ein Positronen emittierendes Radionuklid (β⁺-Strahlung). Trifft ein Positron im Körper auf ein Elektron, werden beide vernichtet (Annihilation). Dabei entstehen zwei Photonen mit jeweils 511 keV, die sich praktisch genau mit 180 Grad in entgegengesetzte Richtungen bewegen.

Ein PET-Gerät besitzt viele ringförmig um den Patienten angeordnete Detektoren. Werden zwei Photonen gleichzeitig und mit der richtigen Energie in gegenüberliegenden Detektoren registriert, wird dies als Koinzidenz interpretiert. Das Ereignis wird auf einer Linie zwischen den beiden Detektoren lokalisiert, der Line of Response (LOR) oder Koinzidenzlinie. Typische Koinzidenzzeitfenster liegen zwischen 4,5 und 15 Nanosekunden. Aus der räumlichen und zeitlichen Verteilung vieler Ereignisse errechnet der Computer Schnittbilder der Radiopharmakonverteilung. Die PET wird besonders bei stoffwechselbezogenen Fragestellungen in Onkologie, Neurologie und Kardiologie eingesetzt.

Im Gegensatz zur SPECT benötigt die PET keinen physikalischen Kollimator. Bei der SPECT werden durch den Kollimator etwa 99,99 % der emittierten Photonen ausgeblendet; ungefähr 1 von 10.000 Photonen wird nachgewiesen. Der Koinzidenznachweis der PET ermöglicht deshalb etwa die hundertfache Zählausbeute sowie eine bessere Bildstatistik, Bildqualität und räumliche Auflösung. Nach einer Absorptionskorrektur hängt die Abschwächung nur von der Dicke des durchstrahlten Gewebes ab, nicht vom Entstehungsort auf der Koinzidenzlinie. Dadurch kann die Tracerverteilung genau quantifiziert werden, was mit SPECT nicht möglich ist.

Detektoren und ihre Bauweise

Die Photonenenergie von 511 keV ist höher als die Maximalenergie des Röntgenspektrums in der Computertomographie von bis zu 150 keV. Ihre Wechselwirkung mit Materie ist daher vergleichsweise selten. Ein idealer PET-Detektor würde das Untersuchungsobjekt vollständig umschließen, alle Photonen absorbieren, ihre Einfallsposition exakt bestimmen, eine sehr geringe Totzeit besitzen und auch bei hohen Zählraten leistungsfähig bleiben. Außerdem sollte er den Annihilationszeitpunkt sehr genau bestimmen, ein kleines Koinzidenzzeitfenster haben und möglichst die Einfallsrichtung erkennen.

Als Szintillator wären ein hoher linearer Schwächungskoeffizient μ, eine hohe Photofraktion, kurze Abklingzeit, lichtstarke Szintillation, gute Energieauflösung, eine Emissionswellenlänge nahe 400 nm, Transparenz, ein Brechungsindex nahe 1,5, Strahlungsfestigkeit, geringe Hygroskopizität, Robustheit und niedrige Herstellungskosten wünschenswert.

Moderne PET-Scanner bestehen aus mehreren Detektorringen mit jeweils 30–40 Modulen. Ein Modul enthält 4–8 Detektorblöcke; diese bestehen aus Einzelkristallen, zum Beispiel in Anordnungen von 4×4, 4×5 oder 6×6. Die Kristalle sind typischerweise 6–8 mm in transaxialer Richtung und 20–30 mm in radialer Richtung dick. Insgesamt gibt es ungefähr 10.000 ringförmig angeordnete Szintillationskristalle, die bei analogen Systemen mit etwa 1000 Photomultipliern gekoppelt sind. Das axiale Gesichtsfeld (FOV) liegt meist bei etwa 15–30 cm, der Ringdurchmesser bei etwa 50–85 cm.

Klinische Systeme verwenden 2023 vor allem Bismutgermanat (BGO, Bi₄Ge₃O₁₂) oder Cer-dotiertes Lutetiumyttriumoxoorthosilicat (LYSO, LuYSiO₅:Ce³⁺) beziehungsweise Lutetiumoxyorthosilicat (LSO, Lu₂SiO₅:Ce³⁺). LSO und LYSO haben eine kürzere Abklingzeit und erlauben kleinere Koinzidenzzeitfenster, wodurch Randoms und das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert werden. BGO besitzt dagegen eine höhere Sensitivität und Photofraktion und ist kostengünstiger. Time-of-Flight-PET ist mit BGO wegen der unzureichenden zeitlichen Auflösung nicht möglich; kommerzielle TOF-Systeme verwenden LSO oder LYSO.

Photomultiplier lokalisieren die Szintillation nach dem Prinzip der Anger-Kamera durch Gewichtung der Helligkeit mehrerer Photomultiplier. Digitale Halbleiterdetektoren wie SiPM beziehungsweise SPAD sind teurer, aber genauer und verbessern besonders die für TOF erforderliche Zeitauflösung. Sie sind außerdem weitgehend unempfindlich gegenüber Magnetfeldern und daher für PET-MR-Geräte notwendig.

Messereignisse und Aufnahmeverfahren

Ziel der PET sind ausschließlich wahre Koinzidenzen (Trues). Ein True liegt vor, wenn beide bei einer Annihilation entstandenen Photonen das Untersuchungsvolumen ohne Streuung durchqueren, ihre volle Energie im Detektor deponieren und von der Elektronik registriert werden. Dafür müssen beide Flugrichtungen im FOV liegen, kein Photon absorbiert oder zu stark gestreut werden, die Detektoren empfindlich genug sein und nicht durch ein vorheriges Ereignis blockiert werden.

Singles sind Ereignisse, bei denen nur eines der beiden Photonen nachgewiesen wird. Ursachen sind unter anderem ein Verlassen des FOV, Streuung, Absorption, ein Durchdringen des Detektors oder Totzeit. Klinische PET/CT-Detektoren weisen je nach System etwa 80–95 % der einfallenden Photonen nach. Randoms entstehen, wenn zwei Singles aus verschiedenen Orten zufällig innerhalb des Koinzidenzzeitfensters registriert und fälschlich als Annihilation interpretiert werden. Ihre Zahl steigt mit der Zahl der Singles stark an. Streukoinzidenzen entstehen durch Richtungsänderung eines Photons im Patienten; sie führen zu einer falschen LOR. Eine Energieschwelle, Septen und Endshields können Streuung begrenzen, jedoch wird der Streustrahlungsanteil durch den 3D-Modus deutlich erhöht.

Bei einer statischen Aufnahme werden alle Ereignisse einer bestimmten Zeitspanne an derselben Bettposition addiert. Bei einer FDG-PET dauern typische Aufnahmen pro Bettposition zwei bis vier Minuten. Eine längere Aufnahme verbessert das Signal-Rausch-Verhältnis, erhöht aber die Gefahr von Bewegungsartefakten. Statische Bilder zeigen die zum Aufnahmezeitpunkt angereicherte Tracermenge, nicht deren Anreicherungsgeschwindigkeit. Bei einer dynamischen Aufnahme wird der zeitliche Verlauf in Multiframe-Datensätzen erfasst, etwa Frame 1 von 0–15 Sekunden und Frame 2 von 15–30 Sekunden. Eine getriggerte Aufnahme teilt Herzschlag oder Atmung in meist 8–16 Gates oder Bins und rekonstruiert einzelne Bewegungsphasen, wodurch Verwischungsartefakte reduziert werden.

Im 3D-Modus werden auch Koinzidenzen zwischen verschiedenen Detektorringen erfasst. Die Bruttozählrate ist etwa achtmal höher als im 2D-Modus, der Streustrahlungsanteil steigt jedoch von etwa 10 % auf 35–45 %. Der Nettozuwachs an echten Koinzidenzen beträgt deshalb nur ungefähr den Faktor 5. Wegen der inhomogenen Sensitivität am axialen FOV-Rand ist eine Schichtüberlappung von 25–40 % erforderlich.

Im 2D-Modus werden nur Ereignisse desselben Detektorrings berücksichtigt. Beim echten 2D-Modus blockieren Wolframsepten schräge Photonen; beim elektronischen 2D-Modus wird nur die Koinzidenzprüfung eingeschränkt. Die Sensitivität beträgt nur etwa 20 % der 3D-Sensitivität, während der Streustrahlungsanteil von über 40 % auf etwa 10 % sinkt. Stand 2024 gibt es kein Gerät mehr mit 2D-Modul.

Time of Flight (TOF) misst die Zeitdifferenz zwischen dem Auftreffen beider Photonen und bestimmt dadurch die Annihilationsposition entlang der LOR. Bei 600 Pikosekunden wurde eine Genauigkeit von 9 cm FWHM erreicht; 2010 waren unter günstigen Bedingungen etwa 50 % Gewinn beim Signal-Rausch-Abstand möglich. 2024 liegen TOF-Systeme bei 200–250 Pikosekunden. Ein 2021 beschriebenes Design mit 32 Pikosekunden könnte die Position auf 4,8 mm bestimmen und ohne tomographische Rekonstruktion sowie ohne Random-Korrektur auskommen.

Korrekturen und Bildrekonstruktion

Vor der Rekonstruktion werden die Messdaten wegen Absorption, Randoms, Totzeit, Streuung und begrenzter räumlicher Auflösung mehrfach korrigiert. Die Absorption schwächt die PET-Strahlung beim Durchqueren des Körpers um ein bis zwei Größenordnungen und ist die betragsmäßig größte Korrektur. Ohne sie entstünden Artefakte und die gemessene Aktivitätsverteilung würde nicht der tatsächlichen entsprechen. Weil die Absorption nur von der Gesamtdicke des durchstrahlten Gewebes abhängt, ist eine tiefenunabhängige Quantifizierung der Traceranreicherung möglich.

Bei reinen PET-Systemen bis etwa 2003 wurde die Schwächung mit um den Patienten geführten Stabquellen, meist einer ⁶⁸Ge-Quelle, gemessen. Pro Bettposition war zusätzlich zur Emissionsmessung eine etwa dreiminütige Transmissionsmessung erforderlich; der Zerfall der Quelle verschlechterte die Korrektur und verursachte laufende Kosten. In PET/CT-Systemen werden heute CT-Daten verwendet. Eine Ganzkörper-CT-Aufnahme dauert höchstens etwa 30 Sekunden. Nach Glättung werden Hounsfield-Werte auf feste Schwächungswerte für Wasser, Knochen und Luft abgebildet und über Tabellen in den linearen Schwächungskoeffizienten μ für 511 keV umgerechnet. Kontrastmittel und Metallimplantate können dabei Artefakte verursachen.

Randoms werden entweder aus der Singles-Rate berechnet oder mit einem zeitlich verschobenen zweiten Zeitfenster gemessen und anschließend von der Gesamtzählrate abgezogen. Die Totzeitkorrektur beruht auf einer Kalibrierreihe mit wachsender Aktivität und Referenzmessungen, beispielsweise in einem Bohrlochmessplatz. Die Streustrahlungskorrektur wird durch Phantommessungen oder unter Einbeziehung von Schwächungsdaten bestimmt. Die Recovery-Korrektur berücksichtigt, dass Läsionen kleiner als die vierfache räumliche Auflösung mit vermindertem Uptake erscheinen. Mit Hot Spot Recovery Coefficient (HSRC) und Cold Spot Recovery Coefficient (CSRC) ist sie bis zu einer Läsionsgröße von etwa der 1,5-fachen Systemauflösung gut anwendbar; bei kleineren Läsionen steigt der statistische Fehler stark an.

Die gefilterte Rückprojektion (FBP) war das erste PET-Rekonstruktionsverfahren und wurde in den 1990er Jahren durch iterative Verfahren verdrängt. Bei MLEM, OSEM und AW-OSEM wird zunächst eine Tracerverteilung angenommen. Diese wird rückprojiziert, mit den gemessenen Daten verglichen und durch einen Korrekturfaktor verbessert. Die Schritte werden wiederholt, bis ein Abbruchkriterium erreicht ist. 3D-Daten können zuvor durch Fourier Rebinning für 2D-Verfahren umgerechnet werden. Iterative Verfahren benötigen viel Rechenleistung; zu viele Iterationen erhöhen Rauschen und Rundungsfehler.

Iterative 3D-Verfahren wurden ab etwa den 2000er Jahren eingesetzt. 2007 wurden unter anderem RAMLA, Vuepoint, Vue Point High Definition und Truepoint HD verwendet. Vue Point High Definition verbesserte das Signal-Rausch-Verhältnis um etwa 60 % und ermöglichte klinische Auflösungen unter 3,5 mm. Truepoint HD modelliert die Point-Spread-Funktion und sollte unter Laborbedingungen bis zu 2 mm erreichen. KI wird seit den 2010er Jahren eingesetzt, um Rauschen, Scanzeit und Strahlendosis zu reduzieren. Verwendet werden direkte Rekonstruktionen aus Referenzdaten, Kombinationen physikalischer Modelle mit KI-Daten sowie KI-Ergänzungen ohne Trainingsdaten. Dabei müssen falsch positive oder falsch negative Befunde durch Artefakte vermieden werden.

Leistungsparameter des PET-Systems

Die Leistungsanforderungen hängen von der Fragestellung ab: Bei der Metastasensuche müssen kleine Uptake-Erhöhungen in aktivitätsarmer und -reicher Umgebung erkennbar sein; in der Nuklearkardiologie ist auch ein verringerter Uptake vor aktivitätsreicher Umgebung wichtig. Die NEMA hat ein standardisiertes Verfahren entwickelt, um Systeme verschiedener Hersteller zu vergleichen.

Die Sensitivität ist die wichtigste Geräteeigenschaft. In der PET bezeichnet sie die Zahl der Trues pro Sekunde und Becquerel pro Milliliter: S = Counts/(Sekunde · kBq) = Counts/(1000 Zerfälle). Um die Jahrtausendwende erreichten gute Systeme 7–9 Counts/(Sekunde · kBq), seit etwa den 2010er Jahren teilweise deutlich mehr. Die Sensitivität hängt von Photofraktion, Schwächungskoeffizient des Detektormaterials, Detektorgeometrie und Kristalldicke ab. Ein größeres axiales FOV erhöht sie, kann aber wegen schräg durchlaufender Photonen den Bildkontrast vermindern.

Der Streustrahlenanteil ist der Anteil gestreuter und zufälliger Koinzidenzen an allen gemessenen Koinzidenzen. Ein niedriger Wert verbessert den Bildkontrast. Er kann durch TOF, leistungsfähige iterative Rekonstruktion, Septen oder Endshields, ein kleines Zeitfenster und eine gute Energieauflösung verringert werden.

Die räumliche Auflösung wird als FWHM angegeben. Sie wird unter anderem durch Kristallgröße, Kollinearitätsfehler, Gantrydurchmesser, mittlere freie Weglänge der Positronen, Szintillationslokalisation, Glättungsfilter, Darstellungsmatrix und Patientenbewegung begrenzt. Die mittlere freie Weglänge beträgt ungefähr 0,5 mm im Gewebe und 1,5 mm in der Lunge. Die Lokalisierung einer Szintillation ist auf etwa 2 mm begrenzt; Glättungsfilter verschlechtern die Auflösung um etwa 2–5 mm, Bewegungen können bis zu 50 mm Verschmierung verursachen. Die Fehler werden nach den Regeln der Fehlerfortpflanzung kombiniert. Ohne Patientenbewegung sind in der Bildmitte 3–6 mm Systemauflösung erreichbar.

Die Noise Equivalent Count Rate (NECR) beschreibt die Bildqualität in Abhängigkeit von der Aktivität: NECR = T²/(T + S + 2fR). Dabei ist T die Rate der Trues, S die Rate der gestreuten Koinzidenzen, R die Rate der Randoms und f der Flächenanteil des projizierten Objekts. Mit steigender Aktivität nehmen Trues zunächst zu, Randoms meist quadratisch und Totzeiteffekte ebenfalls zu. Die Bildqualität erreicht daher ein Maximum; bei weiterer Dosis sinkt der Kontrast. Ein gutes System besitzt eine hohe maximale NECR bei klinisch erreichbarer Aktivität.

Das axiale FOV moderner Scanner liegt meist bei 15–25 cm. Wegen des Sensitivitätsabfalls am Rand ist eine Überlappung benachbarter Bettpositionen nötig: 2D-Systeme benötigen etwa 1–3 %, 3D-Systeme 20–40 %. Ganzkörper-PET-Systeme mit einem sehr großen axialen FOV wurden 2019 von United Imaging Healthcare realisiert; der Biograph Vision Quadra von Siemens besitzt ein FOV von über einem Meter. Wegen Anschaffungs- und Betriebskosten von mehreren Millionen Euro ist der Nutzen für die klinische Routine noch fraglich.