Die Technik der Positronen-Emissions-Tomographie beschreibt die Verarbeitungsschritte, die zur Bildentstehung in der Positronen-Emissions-Tomographie beitragen sowie die Leistungsparameter eines PET-Systems.
mini|Prinzipielles Verarbeitungsschema der PET
Trifft ein durch Zerfall des Radionuklids entstandenes Positron auf ein Elektron, werden beide vernichtet (Annihilation). Es entstehen zwei Photonen (Gammastrahlung), die sich in einem Winkel von praktisch genau 180° voneinander entfernen. Diese Vernichtungsstrahlung trifft gleichzeitig (koinzident) zwei Detektoren. Dadurch kann auf rechnerischem Wege durch Einsatz eines Computers der Ort der Positronenemission eingegrenzt werden. Werden in zwei Detektoren γ-Quanten der richtigen Energie zeitgleich nachgewiesen, wird dies als Positron-Elektron-Vernichtung an einem Punkt auf der Linie zwischen den beiden Detektoren interpretiert (sogenannte Line Of Response (LOR) bzw. Koinzidenzlinie). Die Technik der Positronen-Emissions-Tomographie zielt darauf ab, eine möglichst hohe Rate echter solcher Ereignisse zu detektieren und gleichzeitig die Rate von Fehldetektionen niedrig zu halten.
Prinzip mini|Ein Kollimator, wie er für die SPECT nötig ist, blendet ca. 99,99 % der emittierten Strahlung aus
Ähnlich wie bei der Szintigrafie wird dem Patienten zu Beginn einer PET-Untersuchung ein Radiopharmakon verabreicht, meist durch Injektion in eine Armvene. Die PET verwendet Radionuklide, die Positronen emittieren (β+-Strahlung). Bei der Wechselwirkung eines Positrons mit einem Elektron im Körper werden zwei hochenergetische Photonen einer Energie von je 511 keV (entspricht der Frequenz 123 EHz und der Wellenlänge 2,43 pm) in entgegengesetzte Richtungen, also mit dem Winkel 180 Grad zueinander, ausgesandt (Vernichtungsstrahlung). Das PET-Gerät enthält viele ringförmig um den Patienten angeordnete Detektoren für die Photonen. Das Prinzip der PET-Untersuchung besteht darin, Koinzidenzen zwischen je zwei gegenüberliegenden Detektoren aufzuzeichnen. Typische Zeitfenster der Nachweiselektronik betragen hierfür 4,5 bis 15 Nanosekunden. Aus der zeitlichen und räumlichen Verteilung dieser registrierten Zerfallsereignisse wird auf die räumliche Verteilung des Radiopharmakons im Körperinneren geschlossen und eine Serie von Schnittbildern errechnet. Häufige Anwendung findet die PET bei stoffwechselbezogenen Fragestellungen in der Onkologie, Neurologie sowie Kardiologie.
Vorteile gegenüber SPECT Bei der Einzelphotonen-Emissions-Tomografie (SPECT) wird ein Kollimator benötigt, um die Strahlrichtung der zu messenden Photonen bestimmen zu können. Da dieser einen Großteil der Photonen ausblendet, wird nur etwa je 1 von 10.000 emittierten Photonen nachgewiesen. Bei der PET kann dagegen durch das Messprinzip des Koinzidenznachweises auf eine physikalische Kollimation verzichtet werden, was zu einer um ca. hundertmal höheren Zählausbeute und somit verbesserter Bildstatistik mit höherer Bildqualität und räumlicher Auflösung führt.Bernd J. Krause, Andreas K. Buck, Markus Schwaiger: Nuklearmedizinische Onkologie. ecomed Medizin, 2007, ISBN 978-3-609-76308-8, S. 20. Die Absorption der gemessenen Photonen hängt nur von der Dicke des durchstrahlten Gewebes ab, nicht jedoch vom Entstehungsort der Photonen (siehe Korrektur der Messdaten, Abschnitt Absorptionskorrektur). Dies ermöglicht eine genaue Quantifizierung der Tracerverteilung im Untersuchungsvolumen, was mit der SPECT nicht möglich ist.L. Geworski: Online Voraussetzungen für die Quantifizierung in der Emissions-Tomographie. Habilitationsschrift, Humboldt-Universität zu Berlin, 2003
PET-Detektor Die Energie der nachzuweisenden Vernichtungsstrahlung ist mit diskret 511 keV größer als die Maximalenergie des in der Röntgendiagnostik verwendeten Röntgenspektrums (bis zu 150 keV in der Computertomographie). Die Wahrscheinlichkeit der Wechselwirkung mit Materie ist daher vergleichsweise gering. Diese – unter Strahlenschutzaspekten positive – Eigenschaft erschwert aber deren Nachweis und damit die Bildgebung.
Der ideale PET-Detektor Den idealen PET-Detektor gibt es nicht. Wünschenswert sind folgende Eigenschaften: Er umschließt das Untersuchungsobjekt vollständig. Er absorbiert alle einfallenden Photonen vollständig. Er registriert exakt die Position der einfallenden Photonen. Er ist nach Detektion eines Koinzidenzereignisses sehr schnell wieder in der Lage, das nächste Ereignis zu registrieren (geringe Totzeit) und verliert dadurch auch bei höchsten Zählraten nicht seine Leistungsfähigkeit. Die Nachweiselektronik des Detektors bestimmt den Zeitpunkt der Annihilation so präzise, dass sie über die Flugzeitdifferenz der Annihilations-Photonen den genauen Ort der Annihilation bestimmen kann. Das Koinzidenzzeitfenster ist so klein, dass Zufallskoinzidenzen (= Randoms) keine Rolle spielen. Der Detektor kann die Einfallsrichtung der Photonen bestimmen; Randoms werden damit stark verringert, da die Zahl der in Frage kommenden Detektoren für das korrespondierende zweite Photon stark eingeschränkt wird.
Ein ideales Material für den Szintillator des PET-Detektors gibt es nicht. Wünschenswert sind folgende Eigenschaften: Hoher linearer Schwächungskoeffizient µ für eine hohe Sensitivität. Hohe Photofraktion, da nur Photoelektronen, nicht aber Compton-Photonen nachgewiesen werden. 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 400 nm für gute Nachweisbarkeit in den Photomultipliern. Transparent für Photonen der Szintillationswellenlänge. Brechungsindex 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.
Der reale PET-Detektor mini|Schema des Detektorsystems eines PET-Scanners (hier ECAT Exact HR+)
Geometrie mini|Detektorring eines GE Discovery D600 PET/CT aus dem Jahr 2009
In der Anfangszeit der PET wurden Systeme hergestellt, bei denen die Koinzidenzen zwischen Teilringen oder zwischen den Köpfen einer in Koinzidenz geschalteten Doppelkopf-Gammakamera mit NaJ-Szintillator gemessen wurden. Die Empfindlichkeit dieser Systeme war Vollring-PET-Systemen jedoch so stark unterlegen, dass sie sich 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 gesteigert wurde.
Der Detektor eines heute erhältlichen PET-Scanners besteht aus mehreren Detektorringen, die jeweils aus 30–40 Detektormodulen aufgebaut sind. Ein Detektormodul besteht aus 4–8 Detektorblöcken. Ein Detektorblock besteht aus mehreren Einzelkristallen (z. B. in der Anordnung 4×4, 4×5 oder 6×6). 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 20 und 30 mm. In der Summe ergibt dies ca. 10.000 ringförmig angeordnete Detektorkristalle (Szintillationszähler), die bei analogen Systemen mit ca. 1000 Photomultipliern gekoppelt sind. Das Konstruktionsprinzip, bei dem ein Block von Photomultipliern auf ein Array von Szintillationskristallen „blickt“, wurde im Jahr 1986 eingeführt und hat sich seither bewährt.
Der axiale Sichtbereich der Detektoren – auch Field of View (FOV) genannt – liegt meist im Bereich von ca. 15 bis 30 cm; bei hochpreisigen Systemen, die seit Ende der 2010er Jahre angeboten werden, ist er größer. Der Durchmesser des Detektor-Ringes liegt je nach Gerät zwischen ca. 50 und ca. 85 cm.
Kristallmaterial Bis in die 2000er Jahre wurde von Philips das im Jahr 1983 entwickelte Gadoliniumorthosilicat (GSO) als Detektormaterial verwendet. Alle Systeme für die klinische PET benutzen heute (2023) als Detektormaterial entweder Bismutgermanat „BGO“ (Bi4Ge3O12) oder die seit den 1990er Jahren verfügbaren, mit Ce3+ dotierten Verbindungen Lutetiumyttriumoxoorthosilicat („LYSO“, LuYSiO5:Ce3+) bzw. Lutetiumoxyorthosilicat („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. Die geringeren Kosten von BGO gegenüber LSO und LYSO erlauben es, preiswerte PET-Systeme mit großem axialen FOV und hoher Sensitivität zu bauen. Der Bau eines Time-of-Flight-PET-Systems, an dem seit den 1980er Jahren geforscht wird, ist mit BGO aber nicht möglich. Die für die TOF nötige zeitliche Auflösung ist hiermit nicht zu erreichen. Alle kommerziell erhältlichen TOF-PET-Systeme verwenden LSO oder LYSO als Kristallmaterial.
Szintillationsnachweis In den klinischen PET-Systemen bis in die 2020er Jahre wurden für den Nachweis der Szintillationen Photomultiplier verwendet, da es damals die empfindlichsten Nachweisinstrumente für die sehr schwachen Lichtblitze waren. Heute, Mitte der 2020er Jahre, gibt es sowohl niederpreisige analoge Systeme, wie auch höherpreisige digitale Systeme. Ein Beispiel für ein im Jahr 2024 mit analogen Photomultipliern arbeitendes Gerät ist bei GE der Discovery IQ, digital akquiriert der Omni Legend. Bei Siemens ist der Biograph Horizon mit Photomultipliern ausgestattet, der Biograph Trinion arbeitet digital. United Imaging hat nur noch digitale Systeme. Das Vereos System von Philips arbeitet digital.
Photomultiplier Die Szintillationskristalle werden entweder eingesägt, oder mehrere Kristalle werden miteinander verklebt. An den Kristallgrenzen kommt es zur Reflexion der Photonen, die so in Richtung der Detektoren gelenkt werden. Dies ermöglicht eine genauere Lokalisation als in einem homogenen, einzelnen Kristallblock. Mehrere Photomultiplier „blickten“ zusammen auf eine Gruppe von Szintillationskristallen und waren entweder direkt oder über Lichtleiter mit dem Szintillationskristall verbunden. Die Lokalisation der Szintillationen erfolgt nach dem Prinzip der Anger-Kamera durch Wichtung der Helligkeit der in den Photomultipliern registrierten Szintillationen.
Halbleiterdetektoren mini|Schematische Skizze eines Photomultipliers
mini|BGO-Detektor inkl. Photomultiplier eines GE D600 PET/CT Teurer, aber auch wesentlich genauer, sind digitale Detektoren wie beispielsweise Avalanche-Photodioden in Form von Singe-Photon-Avalanche-Dioden (SPAD) bzw. SiPM (engl. für silicon photomultiplier). SiPM verbessern die für die Time-Of-Flight-Technik unabdingbare hohe zeitliche Auflösung. Da Halbleiterdetektoren im Gegensatz zu Photomultipliern auch weitgehend unempfindlich gegenüber Magnetfeldern sind, lassen sich PET-MR-Geräte nur damit bauen.
Aber auch in dem ohne ToF-Technik arbeitenden GE Omni Legend ist die erheblich bessere Bildqualität gegenüber dem analogen Discovery IQ zum großen Teil auf den im Omni Legend erfolgenden, halbleiterbasierten Szintillationsnachweis zurückzuführen.
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 auch ein noch so kleines Zeitfenster ist kein Garant dafür, nur koinzidente Ereignisse zu erfassen.