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Aus der nuklearmedizinischen Klinik der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Direktor: Prof. Dr. med. Torsten Kuwert Unterschiede in der Sichtbarkeit von Läsionen zwischen der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion in der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) Inaugural-Dissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg vorgelegt von Florian Zahnleiter aus Erlangen Gedruckt mit Erlaubnis der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Dekan: Prof. Dr. Dr. h.c. J. Schüttler Referent: Prof. Dr. T. Kuwert Korreferent: Prof. Dr. M. Uder Tag der mündlichen Prüfung: 18. Juni 2013 Widmung Diese Dissertation möchte ich meiner mich immer unterstützenden Mutter widmen, die auch in für sie schlechten Tagen stets an das Wohlergehen der Anderen gedacht und dessen beispiellose Kraft mich immer vorangetrieben hat. Inhaltsverzeichnis Zusammenfassung ............................................................................................. 1 Ziel .................................................................................................................. 1 Methodik .......................................................................................................... 1 Ergebnisse ...................................................................................................... 1 Schlussfolgerung ............................................................................................. 2 Einleitung ............................................................................................................ 3 Positronen-Emissions-Tomographie ............................................................... 3 Grundlagen der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) ........................... 5 Physikalische, biologische und radiochemische Grundlagen ...................... 5 Der Positronenzerfall ................................................................................ 5 Radionuklide und Tracer .......................................................................... 6 Biologische Grundlagen ........................................................................... 7 Das PET-Gerät ............................................................................................ 8 Allgemeines zur Bildrekonstruktion ............................................................ 11 Korrektur der gewonnenen Daten .............................................................. 12 Rekonstruktionen ....................................................................................... 14 OSEM - ordered-subsets-expectation-maximization .................................. 14 TrueX ......................................................................................................... 17 Klinische Anwendung der PET ...................................................................... 21 Fragestellung .................................................................................................... 25 Methodik ........................................................................................................... 26 Patientenkollektiv .......................................................................................... 26 Details der Akquisition (Datenerfassung) ...................................................... 26 Details der Bildrekonstruktion ........................................................................ 27 Auswertung der Daten inklusive statistischer Analyse .................................. 28 Ergebnisse ........................................................................................................ 31 Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR – signal to noise ratio) ........................... 31 Sichtbarkeit der Läsionen .............................................................................. 33 Sichtbarkeit in Abhängigkeit vom Körpergewicht ....................................... 35 Gruppe ≥ 90 Kilogramm ........................................................................ 35 Gruppe < 90 Kilogramm ......................................................................... 36 Sichtbarkeit in Abhängigkeit vom Ort ......................................................... 37 Gruppe > 5 cm – zentral im Körper gelegen .......................................... 37 Gruppe ≤ 5 cm – peripher im Körper gelegen ........................................ 38 Diskussion ........................................................................................................ 40 Literaturverzeichnis ........................................................................................... 46 Abbildungsverzeichnis ...................................................................................... 51 Tabellenverzeichnis .......................................................................................... 52 1 Zusammenfassung Ziel Bei der Positronenemissionstomographie (PET) erfolgt eine Rückrechnung der dreidimensionalen Daten aus den Einzelprojektionen unter Verwendung verschiedener Rekonstruktionsalgorithmen. Das Ziel der vorliegenden Arbeit war der Vergleich zwischen der Ordered-Subset Expectation Maximization (OSEM) und der sogenannten TrueX-Rekonstruktion. Methodik Alle Messungen erfolgten an einem Kollektiv von 51 Patienten am Siemens Biograph 64 PET-CT. Die Rohdatensätze wurden mit dem OSEM-Algorithmus und der TrueX Technik rekonstruiert. Anschließend wurden vorbeschriebene Tumor- und Metastasenherde mit der jeweiligen Rekonstruktion gesichtet und an Hand der Sichtbarkeit mit verschiedenen Punkteskalen benotet und verglichen. Die Untersuchungen beinhalteten hierbei Unterschiede im Signalzu-Rausch-Verhältnis (SNR), in der allgemeinen Sichtbarkeit und in der Sichtbarkeit in Abhängigkeit vom Patientengewicht und vom Abstand der Läsion zum Körperzentrum. Die statistischen Tests auf signifikante Unterschiede erfolgten mit Hilfe von Wilcoxon-Tests bei verbundenen Stichproben. Ergebnisse Die Auswertung ergab, dass mit Hilfe des TrueX-Algorithmus im Gegensatz zur OSEM eine subjektive Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses erzielt werden konnte. Sowohl in der allgemeinen Sichtbarkeit, als auch bei Patienten mit einem Körpergewicht von weniger als 90 Kilogramm konnten keine signifikanten Unterschiede zwischen den beiden Rekonstruktionen festgestellt werden. Bei Läsionen in der Körperperipherie (≤ 5 cm Entfernung von der Körperoberfläche) konnte mit einer hohen Signifikanz eine verbesserte Sichtbarkeit bei Verwendung der TrueX-Rekonstruktion nachgewiesen werden, während eher zentral gelegene Läsionen (> 5 cm Entfernung von der 2 Körperoberfläche) und die Läsionen der Patienten, die mehr als 89 Kilogramm wogen, signifikant besser mit Hilfe des OSEM-Algorithmus gesichtet werden konnten. Schlussfolgerung Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) sowie die Sichtbarkeit von Herden mit erhöhtem Uptake am Rande des Field-Of-Views (FOV) und somit in der Peripherie des zu untersuchenden Objekts kann bei Verwendung des TrueXAlgorithmus verbessert werden. Das lässt einerseits eine leichtere Differenzierung von pathologischen Prozessen und andererseits eine bessere Erkennung von hautnahen Tumorherden zu. 3 Einleitung Positronen-Emissions-Tomographie Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) ist ein Schnittbildverfahren, das einerseits die Funktion und andererseits die Morphologie darstellen kann. Es zeigt die regionale, aber auch quantitative Verteilung von Stoffen, die Positronen emittieren. Je nach verwendeter Tracersubstanz können verschiedene Stoffwechselvorgänge aufgezeigt werden. Somit findet die Methode bei verschiedensten klinischen Fragestellungen Anwendung. Besonders bei onkologischen Fragestellungen hat die PET großen Nutzen in der Klinik erlangt (29). Ein bedeutender Pluspunkt der PET besteht in der möglichen Bestimmung von absoluten Aktivitätskonzentrationen und daraus folgender quantitativer Stoffwechselparameter. In der klinischen Anwendung werden positronenemittierende Substanzen (Tracer) intravenös in den Körper eingebracht, um deren Verteilung und, bei onkologischen Fragen, insbesondere deren Anreicherung in Tumor- oder Metastasenherden zu evaluieren. Hierbei werden über Detektoren zuerst Rohdaten akquiriert, die dann mit Hilfe verschiedener Rekonstruktionsverfahren auf Computersystemen zu Bildern mit vorgegebenen Pixelgrößen errechnet werden. Limitationen ergeben sich vor allem in der immensen Dateigröße der Rohdaten und der Kapazität und Leistung der bildkonstruierenden Rechner. Seit der Einführung und Erstbeschreibung eines transaxialen, die Positronenemission nutzenden Tomographen für die nukleare Bildgebung (PETT) im Jahre 1975 (27) gibt es eine kontinuierliche und schnelle Entwicklung der Technik, der mathematischen Verfahren, der verwendeten Instrumente sowie der klinischen Anwendung und Verfügbarkeit (23) (21). Lange Zeit wurde besonders die sogenannte gefilterte Rückprojektion (FBP) als Rekonstruktions-Algorithmus verwendet, welche auch in der Single-Photon-Emissions-Computer-Tomographie (SPECT) und in der Computer-Tomographie (CT) eingesetzt wird. „Während der FBP- Rekonstruktion werden die gewonnenen Linienintegrale vor der Rückprojektion mit einem Filter gefaltet, um die Verschmierung während der Rückprojektion zu eliminieren“ (20). Diese Methode fordert im Vergleich zu heutigen Rekonstruktionsverfahren eine geringere Rechnerkapazität, was in der Regel 4 mit kurzer Bildrekonstruktionszeit verbunden ist. Es wurden schon anfangs iterative/algebraische Rekonstruktionsalgorithmen diskutiert, aber die hohen Kosten der bearbeitenden Rechnersysteme waren ein Hauptgrund für deren verzögerte Entwicklung und Anwendung (4). Mit den Fortschritten der Computertechnik und den daraus resultierenden steigenden Rechnerleistungen gewinnen die iterativen Methoden in der Bildrekonstruktion des PETs jedoch seit ungefähr 20 Jahren an Bedeutung (33) und werden heute weitgehend routinemäßig zur Bildrekonstruktion verwendet. Ein wichtiger Bestandteil dieser Rekonstruktionsmethoden ist das ständige Wiederholen (Iterationen) von Algorithmen, die eine möglichst exakte bildliche Verteilung des Tracers zur Folge haben. Bis heute wurden mehrere iterative Rekonstruktionsalgorithmen entwickelt. Hierzu zählen unter anderem die sogenannte penalyzed-weightedleast-squares (PWLS) (OSEM) und (6) die (7), die ordered-subsets-expectation-maximization TrueX-Rekonstruktion, welche eine Erweiterung bestehender Rekonstruktionsmethoden darstellt (26) (16). Bisher wurden vor allem die letztgenannten Rekonstruktionsmethoden nicht auf Sichtbarkeit von Läsionen und dem Signal-zu-Rausch-Verhältnis am Patienten verglichen. Das Ziel dieser Arbeit ist es, den Einfluss der OSEM- und der TrueXRekonstruktion auf die Bildqualität und Sichtbarkeit im Patientenkörper zu überprüfen. Hierbei untersuchten wir gesicherte pathologische Läsionen, wie Tumor- und Metastasenherde, unter Anwendung der zwei genannten Rekonstruktionen. Als Referenz dient die in der Klinik bisher am häufigsten verwendete OSEM-Rekonstruktion. Dabei kommen verschiedene qualitative wie auch quantitative Methoden zur Auswertung der Daten zum Einsatz, welche auch im klinischen Alltag Verwendung finden. 5 Grundlagen der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) Physikalische, biologische und radiochemische Grundlagen Der Positronenzerfall Das Grundprinzip der PET ist der sogenannte Positronenzerfall. Hierbei wandelt sich bei leichten Kernen mit Protonenüberschuss (wie z.B. 11-C, 13-N, 15-O, 18-F, 68-Ga) ein Proton in ein Neutron um und gibt ein Neutrino und ein positiv geladenes Elektron (Positron, β ) frei. Trifft dieses Positron auf ein Elektron, können diese vernichtet werden. Hierbei wird die Masse beider Teilchen in Strahlungsenergie umgewandelt (Paarvernichtung). Es entstehen zwei Gammaquanten (Photonen) mit einer Energie von 511 keV, die sich diametral entgegengesetzt (unter einem Winkel von 180°) Dieser Prozess wird voneinander fortbewegen. Vernichtung oder Annihilation genannt und die entstehenden Photonen Vernichtungsstrahlung (10) (14) (siehe Abbildung 1). Abbildung 1: Vernichtungsstrahlung beim Auftreffen eines Positrons auf ein Elektron mit Emission zweier Photonen gleicher Energie (511 keV) in gegensätzliche Richtung (180°) (28). Bei der Annihilation gibt es zwei Aspekte, die die maximale Ortsauflösung der PET bestimmen. Jedes entstandene Positron reagiert je nach dessen kinetischer Energie und je nach dem umgebenden Gewebe verschieden weit 6 vom Entstehungsort mit einem Elektron. Dieses Phänomen wird als Positronenreichweite bezeichnet und kann je nach Nuklid bis zu einige Millimeter betragen (32). Außerdem werden je nach kinetischer Restenergie des Positrons und den herrschenden Impulsen von Positron und Elektron zum Zeitpunkt der Annihilation die Gammaquanten gering abgelenkt. Dies hat eine Winkeländerung zur Folge, so dass dieser nicht mehr exakt 180° beträgt. Aus diesen zwei Faktoren resultiert folglich eine Ortsungenauigkeit bei der Positionsbestimmung. Radionuklide und Tracer Als Radionuklide oder radioaktive Nuklide bezeichnet man instabile Atome, deren Kerne radioaktiv zerfallen. In der Nuklearmedizin und hauptsächlich aber in der PET spielen Nuklide mit β -Zerfall, die dabei ein Positron emittieren, eine Rolle. Hierbei hängt die Spezifität der klinischen Untersuchung vor allem vom verwendeten Tracer ab. Ein Tracer ist ein mit einem Radionuklid markiertes Molekül (z.B. Zucker, Aminosäure), das im menschlichen Körper normal verstoffwechselt wird, sich anreichert und sich wie ein natürliches Molekül verhält. Da dieser Tracer Positronen abgibt, kann anhand von Detektoren später eine örtliche wie quantitative Information erfasst werden. Die Produktion eines Radionuklids geschieht unter anderem in einem sogenannten Zyklotron, in dem die Targets mit Wasserstoffkernen (Deuteronen) beschossen werden (15). Im Zyklotron werden die Deuteronen durch elektrische und magnetische Felder spiralförmig beschleunigt, so dass diese hochenergetisch werden (22). Die Anheftung an das gewünschte Molekül erfolgt dann im Radiochemielabor. Infolge der Halbwertszeiten der Nuklide von zwei Minuten bis zu zwei Stunden (15) (14) ist ein schneller Syntheseablauf geboten, um einen geringen Verlust an Material zu erlangen. Dies hat außerdem zur Folge, dass die Logistik der Geräte optimiert werden muss. Somit findet man heutzutage häufig ein Zyklotron und ein Radiochemielabor in den nuklearmedizinischen Abteilungen der Kliniken in der Nähe der diagnostischen Geräte (19). 7 Biologische Grundlagen Durch mit Positronenemittern markierte Substanzen bietet sich die Möglichkeit Stoffwechselvorgänge und –wege, physiologische und pathologische Parameter, sowie Neurorezeptoren und –transmitter zu messen (14). Elemente wie Stickstoff, Sauerstoff, Kohlenstoff oder Fluor kommen in annähernd allen menschlichen Zellen und Molekülen vor und sind aufgrund ihres hohen Vorkommens in der Natur leicht beschaffbar. Ein Vorteil zur Nutzung des Technetiums ist jedoch der im Gegensatz zu vielen PET-Radionukliden (wie z.B. 18-Fluor) niedrigere Preis. Dies hat produktionstechnische Ursachen, da zur Herstellung von Nukliden wie 18-Fluor andere seltene Isotope, wie 18Sauerstoff benötigt werden, welche aufwendige technische Verfahren zur Erzeugung bedürfen (11). Eine Voraussetzung zur Verwendbarkeit ist, dass der Körper die Isotope eines Elementes nicht unterscheiden kann und dass diese gekoppelt am jeweiligen Molekül in geringen Dosen in den Organismus eingebracht werden können, so dass einerseits die Toxizität den Nutzen nicht übersteigt und sich die Nuklide andererseits nicht auf physiologische Stoffwechselaktivitäten auswirken (20). Durch die Anreicherung der Tracer können räumliche und zeitliche Verteilungen gemessen werden. Dies ermöglicht im Falle des 18-FDGs (18-Fluor-2-DesoxyD-Glukose) die Messung des Zuckerstoffwechsels bestimmter Regionen. Hierbei wird das Phänomen des sogenannten „metabolic trapping“ beobachtet. Im Rahmen von 18-FDG bedeutet dies, dass der Tracer nach dem Eintritt in die Zelle phosphoryliert wird. In phosphorylierter Form steht 18-FDG aber im menschlichen Körper nicht mehr zur Verstoffwechselung zur Verfügung. Die Rückreaktion, also das Dephosphorylieren, geht in den meisten Organen sowie Tumorzellen, mit Ausnahme der Leber, sehr langsam vonstatten. Somit findet eine Anreicherung in den erstgenannten Geweben statt. Dieser Vorgang ist die Basis der PET-Bildgebung mit dem häufigsten Tracer 18-FDG (siehe Abbildung 2) (9) (19). 8 Abbildung 2: Aufbau von 18-Fluor-2-Desoxy-D-Glukose (FDG). Das PET-Gerät Wie bereits beschrieben, entstehen beim Auftreffen eines Positrons auf ein Elektron zwei Gammaquanten mit einer Energie von jeweils 511 keV. Diese Photonen bewegen sich annähernd entgegengesetzt voneinander weg durch den Körper. Der Ursprungsort dieses Prozesses liegt somit näherungsweise auf einer Linie, welche von den zwei Flugbahnen der Vernichtungsstrahlung beschrieben wird (line of response - LOR) (24). Dieses Prinzip macht man sich beim Aufbau eines PET-Gerätes zu Nutzen. Die Detektoren sind hierbei ringförmig und statisch um den Patienten angeordnet. Treffen nun die zwei entstandenen Photonen innerhalb eines Zeitintervalls von wenigen Pikosekunden auf die Detektoren, so werden diese als sogenannte wahre Ereignisse gezählt. Dieses rasche zeitliche Detektieren von Photonen wird als Koinzidenz bezeichnet. Man kann dann davon ausgehen, dass diese Gammaquanten aus dem gleichen Annihilationsprozess stammen. Die Strecke zwischen den registrierenden Detektoren entspricht der LOR (siehe Abbildung 3). Durch die Funktionsweise der Koinzidenzdetektion, die auch elektronische Kollimation genannt wird, kann auf den Einbau von mechanischen Kollimatoren, wie sie in der SPECT (single-photon-emission-computed-tomography) üblich sind, verzichtet werden. Dies erfordert jedoch Detektoren mit Reaktionszeiten im Pikosekundenbereich (17) und hochleistungsfähige Rechnersysteme, erhöht aber die Ausbeute der empfangenen Signale und somit die Ortsauflösung (24). 9 Abbildung 3: Schematische Darstellung der Vernichtungsstrahlung im Patienten und der dazugehörigen line of response (LOR) (30). Die Detektoren setzen sich aus vielen einzelnen Szintillatoren zusammen. Diese bestehen aus einem Kristall eines Salzes wie z.B. Natriumiodid (NaI), Lutetiumoxyorthosilicat (LSO) oder Wismutgermanat (BGO) (22). Beim Eintreffen eines Photons werden einzelne Moleküle im Kristallverband angeregt. Beim unmittelbar anschließenden Rückfallen in den Grundzustand wird die freiwerdende Energie in Form eines Lichtblitzes abgegeben. Auf Grund der Kurzlebigkeit vieler Positronenemitter und der damit verbundenen hohen Signal- und Zählraten ist auch das zeitliche Verhalten der Lichterzeugung und des Abklingens ein wichtiger Parameter der Szintillatoren. Gewünscht sind dabei eine hohe Absorption bei 511 keV, eine hohe Lichtausbeute, kurze Anstiegs- und Abklingzeiten und eine gute Energieauflösung (17). Der entstandene Lichtblitz trifft anschließend auf den Sekundärelektronenvervielfacher (SEV). Die Aufgabe des SEVs besteht darin, das einkommende Signal in Form eines Lichtblitzes elektronisch umzuwandeln und gleichzeitig zur Registrierung zu verstärken. Hierbei trifft das Photon zu allererst auf eine Photokathode. Dabei wird ein Elektron aus dem Material emittiert, das durch eine fokussierende Elektrode aufgrund einer 10 Spannungsdifferenz im elektrischen Feld in Richtung der nachfolgenden Dynode beschleunigt wird. Durch die Erhöhung der kinetischen Energie sind diese Teilchen nun in der Lage weitere Elektronen aus den nachfolgenden Dynoden zu lösen, so dass schließlich an der Anode eine Vielzahl von Elektronen (Elektronenlawine) gelangt, welche ein messbares Signal auslöst. Insgesamt wird eine Verstärkung von 10 bis 10 erreicht (siehe Abbildung 4) (24) (19). Abbildung 4: Schematischer Aufbau eines Detektorapparates mit Szintillator und Photomultiplier und angedeuteter Entstehung einer Elektronenlawine in Richtung der Auffanganode (31). Ein PET-Scanner besteht aus einer Patientenliege mit Vorschub, einem Ring aus Detektoren mit nachgeschalteten Sekundärelektronenverstärkern, einer Koinzidenz- und Auswertungselektronik, einem datenverarbeitenden Rechner und einer Computerkonsole, mit der die Untersuchung bedient werden kann. Heutzutage findet man bei modernen Geräten zumeist die Kombination aus nuklearmedizinischem PET und radiologischem CT, so dass der Patient innerhalb eines Untersuchungsgangs die beiden Verfahren zur Diagnostik erlangt (siehe Abbildung 5) (14). 11 Abbildung 5: Beispiel eines PET / CTs anhand des Siemens Biograph 64 (18). Allgemeines zur Bildrekonstruktion Alle innerhalb eines Volumenelements (Voxels) vorkommenden Gammaquanten aus einer Paarvernichtung liegen, falls koinzident zwischen zwei geschalteten Detektoren registriert, genau oder nahezu auf einer Linie (LOR). Die dabei pro Zeiteinheit emittierten und von den Detektoren nur näherungsweise gemessenen Photonen sind proportional zur in diesem Voxel herrschenden Tracerkonzentration. Die Menge der detektierten Photonen ist wiederum näherungsweise das Linienintegral der Tracerkonzentration entlang der LOR (12). Jede einzelne LOR wird dann, entsprechend ihres Winkels θ sowie ihres radialen Abstandes r vom Zentrum des kreisförmigen Gesichtsfeldes, als ein Ereignis mit der Position (θ, r) in ein sogenanntes Sinogramm gespeichert (siehe Abbildung 6). Das Sinogramm stellt die Sammlung der Rohdaten des Detektionsprozesses dar (17), aus denen dann durch spezielle Rekonstruktionsalgorithmen ein Bild erzeugt wird. 12 Abbildung 6: (A): Schematische Darstellung eines Positronenemitters, entfernt vom Zentrum X mit den vier dazugehörigen LORs (A,B,C,D). (B): Schematische Darstellung des dazugehörigen Sinogramms (13). Korrektur der gewonnenen Daten Nach Erfassung der Rohdaten müssen aufgrund folgender Faktoren verschiedene Korrekturen vorgenommen werden. Nicht jedes registrierte Ereignis ist auch ein sogenanntes wahres Ereignis (trues). So kommt es vor, dass die entstehenden Photonen beim Durchtritt durch den Körper absorbiert oder gestreut (scatter - gestreute Koinzidenz) (20) werden. Die Absorption führt zu einer Unterschätzung der wahren Tracerkonzentration, während Streuung, welche als wahre Ereignisse mit in die Daten eingehen, eine Überschätzung bedingen. Somit muss eine Schwächungs- und eine Streuungskorrektur durchgeführt werden (siehe Abbildung 7). 13 Abbildung 7: Auftreffmöglichkeiten von Photonen auf zwei gegenüberliegende Detektoren (D), -a- wahre Koinzidenz (trues), -b- Koinzidenz nach Streuung (scatter), -c- zufällige Koinzidenz (randoms). Außerdem gibt es die Möglichkeit, dass die Photonen zweier voneinander unabhängiger Ereignisse in einem bestimmten Koinzidenzintervall auf zwei gegenüberliegende Detektoren treffen (randoms - zufällige Koinzidenz, siehe Abbildung 7) (20). Dies zieht fälschlicherweise ein scheinbar wahres Ereignis nach sich. Die Zählrate der „randoms“ ist proportional zur Aktivität des verwendeten Tracers sowie zur Breite des Koinzidenzfensters. „In der Praxis werden die zufälligen Koinzidenzen in einem zusätzlichen Messkanal direkt gemessen. Dabei wird in einem Zweig der Koinzidenzschaltung eine Zeitverzögerung ∆t, die größer als die maximal mögliche Laufzeitdifferenz ist, eingefügt. Die so gemessenen Ereignisse können dann nicht mehr aus demselben Zerfall stammen und stellen demnach zufällige Koinzidenzen dar. Die Korrektur der zufälligen Koinzidenzen erfolgt während der Akquisition“ (10). 14 Rekonstruktionen Nach dem Erhalt und nach verschiedenen Korrekturen der Sinogramme kann durch Rekonstruktion unter Verwendung verschiedener Techniken die dreidimensionale Tracerverteilung bildlich dargestellt werden. OSEM - ordered-subsets-expectation-maximization Die sogenannten iterativen Verfahren haben die gefilterte Rückprojektion (FBP) abgelöst und sind der heutige klinische Standard in der PET. Hierzu gehört auch der ordered-subsets-expectation-maximization (OSEM) Algorithmus. Im Vergleich zur FBP benötigt dieser mehr Zeit und Rechenleistung zur Bildrekonstruktion, was jedoch durch die stetige Verbesserung der Rechnersysteme mehr und mehr zu vernachlässigen ist. Meist erstellen die iterativen Methoden zu allererst eine anfängliche „Schätzung“, welche z.B. ein rückprojizierter Datensatz oder aber auch nur eine homogene Verteilungsannahme sein kann. Aus dieser Schätzung wird durch Vorwärtsprojektion ein errechneter Projektionsdatensatz mit den Positionen p(θ, r). θ entspricht hierbei dem Winkel und r dem Abstand von der Scannermitte des registrierten Ereignisses. Diese Daten werden bis zu einem vorher bestimmten Abbruchkriterium mit den wahren gemessenen Rohdaten aus den Sinogramm verglichen. Somit werden bestimmte mathematische Algorithmen wiederholt geschätzten verwendet und (Iterationen gemessenen - Wiederholungen), Projektionen immer wobei mehr sich die aneinander angleichen. Stimmen die beiden Datensätze schlussendlich soweit überein, dass das Abbruchkriterium erfüllt ist, bricht der Algorithmus ab. Die aktuelle Schätzung entspricht dem rekonstruierten Bild (siehe Abbildung 8). Die Wahl des geeigneten Abbruchkriteriums kann für die iterativen Methoden ein Problem darstellen. Zu wenige Iterationen führen zu ungenauen Näherungen, eine zu hohe Anzahl lässt ein starkes Hintergrundrauschen entstehen (3). Zwei Faktoren erklären die längere Dauer der iterativen Rekonstruktionsmethoden im Gegensatz zur FBP. Der zeitintensivste Schritt ist das Errechnen der Vorwärts- (iterative Methoden) bzw. Rückprojektionen (FBP). Während bei der FBP die Rückwärtsprojektion nur ein einziges Mal errechnet werden muss, geschieht dies bei den iterativen Methoden mit jeder 15 Wiederholung. Des Weiteren beinhalten die iterativen Algorithmen oft spezifische Berechnungen zur Korrektur der beschriebenen Mechanismen wie Streuung und Absorption (3). Abbildung 8: Schematische Darstellung der iterativen Rekonstruktionsverfahren. Die anfängliche Schätzung wird durch eine Vorwärtsprojektion in Projektionsdaten verrechnet (unten). Diese werden mit den gemessenen Daten (oben) auf Übereinstimmung verglichen. Bei negativer Übereinstimmung wird der erste Vorgang solange wiederholt, bis diese positiv wird. Aus diesem Datensatz wird dann das Bild berechnet (3). Das Charakteristikum der OSEM-Rekonstruktion ist die Aufspaltung der Datensätze in sogenannte geordnete Teilmengen (ordered subsets). Die Anzahl dieser Untergruppen definiert den sogenannten Subset-Level. Der oben beschriebene Standard-Algorithmus wird für jede Teilmenge genutzt, wobei das Ergebnis immer wieder als Startwert für die nächste Wiederholung gilt. Ein Rechendurchgang durch alle Subsets ist als Iteration (Wiederholung) festgelegt (12). Die mathematische Abbildung lautet wie folgt: p = ∑ M, a (3), 16 wobei p die gemessene Intensität im j-ten Detektorenglied, a die Intensität (oder Aktivität) im i-ten Pixel des Bildes und M , die Wahrscheinlichkeit ist, dass eine aus dem i-ten Pixel emittierte Strahlung auch im j-ten Detektorenglied gemessen wird. Der Matrixwert M kann selbst für ein einzelnes Schnittbild sehr hoch sein. Die Indizes i und j beziehen sich hierbei auf das komplette Set der eingestellten Matrix. Das heißt, wenn die Matrix mit 128x128 Pixeln definiert ist, beträgt i Werte von 1 bis 16348 (128x128). Genauso verhält es sich mit dem Wert j. Werden zum Beispiel Werte aus 128 verschiedenen Winkeln um das zu messende Objekt an den Detektoren registriert und jede Projektion hat dabei 256 Auslegepunkte, so beträgt j Werte von 1 bis 32768 (128 x 256). Im Wesentlichen sind dabei alle Bildpixel und Detektorenglieder „zusammengeschnürt“, um eine Aufstellung für jede Wiederholung zu erlangen. Somit beträgt der Matrixwert M in diesem Beispiel 16348 x 32768, was leistungsfähige Computersysteme zur Berechnung voraussetzt (3). Wenn die Matrix und die Projektionsparameter bestimmt sind, lautet die mathematische Gleichung für die Intensitätswerte des Pixels a in der (k + 1)ten Iteration des OSEM-Algorithmus wie folgt: a =∑ , x ∑ M, ∑ (3), , wobei k sich auf die direkt vorhergehende k-te Iteration bezieht. Die Anzahl der Iterationen kann im Vornherein festgesetzt werden. Oder aber ein zuvor festgelegter messbarer Unterschied zwischen zwei aufeinanderfolgenden Iterationen beendet bei Erreichen eines bestimmten Wertes den Prozess automatisch. Bei perfekt gemessenen rauschfreien Daten, würde sich der Algorithmus in der Theorie dem Punkt annähern, an dem die geschätzten Projektionsdaten, ∑ M , a , den gemessenen Daten, p , für jedes Set gleichen. Dann gilt: a = a (3). 17 Das bedeutet, dass kein Unterschied zwischen der Schätzung und dem gemessenen Bild besteht. Dieser Zustand existiert jedoch nur theoretisch, aufgrund geringer Ungenauigkeiten in der Matrix M und des Rauschens. Deshalb muss vom Untersucher ein Abbruchkriterium gefunden werden, welches einen akzeptablen Unterschied der zwei Bilder zulässt (3). TrueX Die neu entwickelte TrueX-Rekonstruktion verwendet zusätzlich zu den beschriebenen iterativen Methoden eine genauere Berechnung des Einfallwinkels der Vernichtungsstrahlung auf den Detektor und stellt somit eine Erweiterung der OSEM-Rekonstruktion dar. Stammt ein Photon aus dem Mittelpunkt des Detektorenrings, also dem Zentrum des Field-Of-Views (FOV), so stimmt die Line-Of-Response mit dem tatsächlichen Entstehungsort des Photons überein. Je weiter sich der Ursprungsort der Annihilation vom Zentrum entfernt, desto weiter weicht die tatsächliche LOR, aufgrund der Detektorgeometrie, von der gemessenen ab. Dies führt zu einer irrtümlichen LOR und somit zu einem Abbildungsfehler (siehe Abbildung 9) (26). 18 Abbildung 9: Schematische Darstellung eines PET-Gerätes mit 2 verschiedenen Ursprungsorten eines Photons. Beim im Zentrum des FOV gelegenen Entstehungsorts stimmt die LOR mit dem tatsächlichen Ort überein, während in der Peripherie eine falsche LOR resultiert (26). Trifft also ein Photon aus der Peripherie des FOV auf einen Detektor, so tut es dies meist nicht senkrecht, sondern in einem bestimmten Winkel, wobei es dadurch auch benachbarte Kristalle zur Emission eines Lichtblitzes anregt. Diese Lichtblitze innerhalb der Kristalle können registriert werden. Mit Hilfe spezifischer Algorithmen schafft es die TrueX-Rekonstruktion den tatsächlichen Entstehungsort des Photons genauer zu schätzen (siehe Abbildung 10) (26). 19 Abbildung 10: Schematische Intensitätskurven zweier verschiedener Photonen. Links zeigt das Bild ein Photon aus dem Zentrum des FOV, während rechts ein Photon aus der Peripherie dargestellt wird (26). Die konventionellen Positronen-Emissions-Tomographen, die die FBP oder den OSEM-Algorithmus verwenden, nutzen dieselben Rekonstruktionsprinzipe über das komplette Field-Of-View und lassen somit die Geometrie des Detektorenrings und die falsche Position der LORs in der Peripherie außer Acht. Hierbei wird die Form des Signals im registrierenden Kristall und dessen benachbarten Szinitillatoren nicht berücksichtigt. Dies hat eine schlechtere Ortsauflösung und eine erhöhte Verzerrung der wahren Abbildung, besonders bei größerer Entfernung vom Zentrum des FOV, zur Folge (siehe Abbildung 11) (26). 20 Abbildung 11: Schematische Darstellung verschiedener Detektionen eines konventionellen PETs ohne die TrueX-Rekonstruktion. Je peripherer der Ursprungsort eines Photons, desto größer wird der Unterschied zwischen der falschen LOR und des tatsächlichen Ursprungs (26). Das High-Definition-PET (HD-PET) der Siemens AG mit der TrueXRekonstruktion beinhaltet Millionen von exakt gemessenen Point-SpreadFunctions (PSFs). Über die PSFs wird die Antwort des Szintillators bestimmt. Wenn man nun die Position der Quelle kennt, kann man die Form der Antwort (Lichtblitz) besser einer Line-Of-Response (LOR) zuordnen. Durch das Nutzen von vielen gemessenen PSFs, schafft es die TrueX-Rekonstruktion die LORs effektiv ihrer aktuellen tatsächlichen geometrischen Lokalisation durch Berechnung zuzuordnen, was die Unschärfe und eine Bildverzerrung im endgültigen Bild reduziert (siehe Abbildung 12) (26). 21 Abbildung 12: Schematische Darstellung verschiedener Detektionen eines HD-PETs mit der TrueXFunktion. Die berechnete LOR und der tatsächliche Ursprungsort stimmen, unabhängig von der Lokation des eingehenden Photons, überein (26). Klinische Anwendung der PET Klinische Anwendung findet die PET mit dem Tracer 18-FDG aktuell vor allem in der Kardiologie (Herz-PET), in der Onkologie (Onko-PET) und in der Neurologie (Neuro-PET). Die Hauptindikation zu einer Herzuntersuchung mit der Herz-PET ist die Vorhersage einer Funktionsverbesserung nach revaskulären Eingriffen wie Bypass-Operation oder einer perkutanen transluminalen coronaren Angioplastie bei Patienten mit einer stark eingeschränkten linksventrikulären Funktion oder einer Koronaren Herzkrankheit (KHK). So kann zum Beispiel vor einer geplanten Revaskularisation anhand der Tracerverteilung im PET auf das erhaltene, vitale und den Anteil des noch revitalisierbaren Gewebes geschlossen werden und somit eine Sinnhaftigkeit des bevorstehenden Eingriffes abgeschätzt werden. Hierbei geht man davon aus, dass Gewebe mit erhaltenem Zuckerstoffwechsel vermehrt 18-FDG aufnimmt, somit noch nicht komplett abgestorben ist und Nutzen aus einer Revaskularisation ziehen kann 22 (siehe Abbildung 13). Die Untersuchung erfolgt ungefähr 20 Minuten nachdem eine Dosis von 200-300 MBq der 18-FDG intravenös appliziert wurde (14). Abbildung 13: Herz-PET, horizontaler Langachsenschnitt. Obere Reihe: Gesunder Herzmuskel, gleichmäßige Traceraufnahme. Untere Reihe: Herzmuskel eines KHK-Patienten, ungleichmäßige Traceraufnahme (8). In der Onkologie ist die PET durch die Möglichkeit einer Ganzkörperaufnahme besonders zur Stadieneinteilung von Tumoren, die darin inbegriffene Metastasensuche (siehe Abbildung 14) und zur Diagnostik bei Verdacht auf ein Tumorrezidiv geeignet. In Verbindung mit einem CT beim PET-CT lassen sich Herde mit vermehrter Traceraufnahme leichter anatomischen Strukturen zuordnen und ermöglichen somit eine bessere Differenzierbarkeit in physiologisch und pathologisch. Wie in der Herz-PET bekommt der Patient ca. 20 bis 30 Minuten vor der eigentlichen Aufnahme eine auf die Körperoberfläche und das Körpergewicht bezogene Dosis des Tracers 18-FDG intravenös verabreicht. Indikationen findet die Onko-PET hierbei besonders beim differenzierten Schilddrüsenkarzinom, bei Hirntumoren, Kopf-Hals-Tumoren, kolorektalen Karzinomen, malignen Melanomen, Pankreaskarzinomen und den nichtkleinzelligen Bronchialkarzinomen. In manchen Fällen wird eine Aufnahme auch zur Therapiekontrolle nach Operation und/oder Chemotherapie angefertigt (14). 23 Abbildung 14: PET-CT in der Onkologie mit vermehrter Traceraufnahme in paraaortalen Lymphknoten (orangenes Leuchten) (5). Die Neuro-PET deckt tracerabhängig Stoffwechselaktivitäten des Gehirns auf und stellt diese anhand von verschiedenen Farben dar (im Abbildungsbeispiel – 18-FDG-PET: blau - geringe Aktivität, rot - hohe Aktivität). Anwendung findet diese nicht nur bei der Früherkennung von der autosomal dominant vererbten Huntington-Krankheit, sondern besonders zur Erkennung von primären Demenzen, wie der Alzheimer-Krankheit (siehe Abbildung 15). Daneben kommt sie bei der Diagnostik von Multisystemdegenerationen, beim Morbus Parkinson und bei der Suche nach iktalen Herden zur präoperativen Diagnostik bei Temporallappenepilepsien in Frage. (14). 24 Abbildung 15: Axiale PET-Aufnahme des Gehirns. Links: normale Traceraufnahme. Mitte: leichte kognitive Beeinträchtigung. Rechts: verminderte Aufnahme temperooccipital bei Morbus Alzheimer (2). 25 Fragestellung Laut Herstellerangaben führt die TrueX-Rekonstruktion zu einer Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses um den Faktor zwei und eine durch eine hervorragende Bildqualität verbesserte diagnostische Aussagekraft der Bilder. Des Weiteren sollen die falsch-positiv gesichteten Läsionen reduziert werden und außerdem ein Gewinn an Auflösung und Kontrast im Gegensatz zu den bisher üblichen Rekonstruktionen ermöglicht werden. Letzteres soll sich insbesondere am Rande des Field-Of-Views und somit in der Peripherie des Patienten zeigen. Die vorliegende Arbeit untersucht an einem Kollektiv von 51 Patienten zwei verschiedene Rekonstruktionsmöglichkeiten in der Bildgebung der PositronenEmissions-Tomographie. Verwendung findet auf der einen Seite die im Universitätsklinikum Erlangen etablierte OSEM-Rekonstruktion, auf der Anderen die von der Siemens AG neu entwickelte TrueX-Rekonstruktion. Ziel ist es anhand von subjektiv qualitativen und objektiv quantitativen Parametern einen möglichen Unterschied im Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR – signal to noise ratio) und in der Sichtbarkeit von auffälligen Läsionen zu erfassen. Dabei steht eine Differenzierung zweier Gruppen im Vordergrund: Die Messungen erfolgten in Abhängigkeit von der Entfernung zum Körperzentrum und vom Körpergewicht des untersuchten Patienten. Anhand subjektiv verschiedener Punkteverteilung und durch einen über einer Region-Of-Interest (ROI) ermittelten quantitativen Wert der einzelnen Läsionen konnte ein möglicher Unterschied zwischen den beiden Rekonstruktionen evaluiert und die oben genannten Vorteile der TrueX-Rekonstruktion auf seine Gültigkeit untersucht werden. 26 Methodik Patientenkollektiv Vergleichsmaterial der Untersuchung bildeten 51 Patienten, an denen eine PET-Untersuchung durchgeführt wurde. Dabei verwendeten die Bearbeiter 18FDG als Tracer. Die Patienten wurden allesamt aus dem Patientengut der Nuklearmedizinischen Abteilung des Universitätsklinikums Erlangen selektiert. Eine Anonymisierung der persönlichen Patientendaten versteht sich in Folge von selbst. Außerdem wurde die Studie durch die Ethik-Kommission der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg zustimmend bewertet. Als Einschlusskriterium galt eine Anzahl von drei oder mehr tumorsuspekten Läsionen in Hals, Thorax und Abdomen, welche zuvor von einem Nuklearmediziner gesichert diagnostiziert werden konnten. Diese Studie schließt 36 Männer und 15 Frauen im Alter zwischen 19 und 87 Jahren (Mittelwert 62 Jahre) ein. 33 Patienten wiesen weniger als zehn, 18 Patienten mehr als zehn Metastasen auf (siehe Tabelle 1). Die Akquisition der Daten erfolgte zwischen 2008 und 2010. Patientenkollektiv: 51 Geschlecht: Alter: Metastasen: männlich: 36 11-30: 2 < 10: 33 weiblich: 15 31-50: 7 >10: 18 51-70: 26 71-90: 16 Tabelle 1: Patientenkollektiv. Details der Akquisition (Datenerfassung) Aus den PET-CT-Rohdaten jedes einzelnen Patienten erfolgte die Rekonstruktion der Bilder auf zwei verschiedene Art und Weisen; einmal die bisher in der nuklearmedizinischen Abteilung der Universitätsklinik Erlangen verwendete Rekonstruktion (OSEM) und die neu entwickelte und zu evaluierende TrueX-Rekonstruktion der Firma Siemens AG. Anhand der Patientendaten konnte das Körpergewicht zum Zeitpunkt der Untersuchung 27 erschlossen werden. Daraus folgte eine Unterscheidung zweier Gruppen, eine mit geringerer und eine mit größerer Körperoberfläche (KOF), die anschließend miteinander zu vergleichen waren. Desweiteren definierten die Bearbeiter zentrale und periphere Tumorherde anhand der Entfernung von der Körperoberfläche und überprüften diese auf Unterschiede in der Sichtbarkeit, da die Entwickler der TrueX-Rekonstruktion eine bessere Auflösung peripherer Läsionen versprechen. Details der Bildrekonstruktion Die Aufnahme aller Bilder erfolgte Rekonstruktion beziehungsweise mit dem Siemens Biograph 64, die Bearbeitung mit der Siemens SynGo Software. Der Biograph 64 ist ein Hybridgerät aus einem Positronen-EmissionsTomograph (PET) und einem 64-Schicht Computertomographen (CT). Zur Untersuchung und Auswertung der Patientendaten fand die TrueD-Funktion (CAD: Trued_syslatest_VC60A54) des Siemens Syngo Multi Modality Workplace (Version: VE63A) Benutzung. Die für die TrueX-Rekonstruktion von der Siemens AG vorgeschlagenen Scanprotokolle beinhalteten 2 Iterationen, 14 Subsets, keinen weiteren Filter, eine Schichtdicke von 5 mm bei einer Pixelgröße von 4,1 mm und eine Matrix von 168x168 Pixeln Als klinisches Protokoll für die OSEM-2D-Rekonstruktion wählten wir 4 Iterationen, 8 Subsets, einen 5 mm-Gaussian-Filter, ebenfalls eine Schichtdicke von 5 mm, eine Pixelgröße von 4,1 mm und eine Bildmatrix von 168x168 Pixeln (siehe Tabelle 2). Rekons.: Iterationen Subsets Filter Schichtdicke Matrix TrueX: 2 14 - 5 mm 168 x 168 OSEM: 4 8 Gaussian 5mm 5 mm 168 x 168 Tabelle 2: Vergleich der Parameter der zur Bildbearbeitung genutzten TrueX- und OSEMRekonstruktionen. 28 Auswertung der Daten inklusive statistischer Analyse Die Auswertung der Patientendaten erfolgte mittels der Siemenssoftware Syngo-TrueD©. Zur Blindung des Auswerters wurden die zwei verschiedenen Rekonstruktionen in zufälliger Reihenfolge geladen, so dass dieser nicht erkennen konnte, welche davon er gerade untersuchte. Hierbei stellten sich die beiden Rekonstruktionen übereinander dar, so dass sich in jeder Schicht die zwei Bilder einfacher vergleichen ließen. Insgesamt wurden 51 Patienten mit mehr als 3 beschriebenen Tumorherden und/oder Metastasen in den zwei verschiedenen Rekonstruktionen untersucht. Dabei fand eine Prüfung der Unterschiede im Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR=signal to noise ratio), im minimalen, durchschnittlichen und maximalen SUV-Wert und in der Sichtbarkeit der Läsionen statt. Letzteres wurde zudem nach einer Abhängigkeit zum Körpergewicht und der Lage der Herde untersucht. Zunächst stellten die Bearbeiter anhand der rotierenden MIPs (maximumintensity-projections) den subjektiven Unterschied im Signal-zu-Rausch- Verhältnis durch einen 4-Punkte-Score dar (0 = keine; 1 = geringe; 2 = mittlere; 3 = große Erniedrigung der SNR) und notierten dies für jeden Datensatz gesondert, um anschließend eine Fensterung beider Rekonstruktionen mit den gleichen Werten vorzunehmen. Die Leber des Patienten nahm SUV-Werte von minimal 3,5 und maximal 6,9 SUV an. Im CT-Fenster wurde die Weite (W = 300 HU) und das Center (C = 40 HU), und im PET-Fenster Bottom (B = 0 SUV ) konstant gelassen und die Top-Werte (T in SUV ) pro Patient in beiden Rekonstruktionen gleich gewählt. Es folgte eine Bestimmung des Standardvolumens (Vol!"# in cm³) und des darin herrschenden Durchschnitts SUV-Wertes (SUV $% in SUV ) im rechten Leberlappen, rechts vom Ligamentum falciforme, in jeweils derselben Schicht und Lokalisation. Des Weiteren bestimmten die Bearbeiter in derselben Region-of-Interest (ROI) den minimalen, durchschnittlichen und maximalen Uptake um somit auf die Spannweite der SUV-Werte zu schließen. Anhand der Information über die schon beschriebenen Metastasen- und Tumorherde konnten nun die Läsionen durch paralleles Untersuchen jeder Schicht unabhängig voneinander verglichen und einzeln wiederum mit einer 4- 29 Punkte-Skala benotet werden (0 = nicht sichtbar; 1 = soeben sichtbar; 2 = sichtbar; 3 = gut sichtbar). Zur Unterscheidung der beiden Rekonstruktionen notierten die Bearbeiter bei verschiedener Punkteverteilung anschließend die Differenz gesondert (siehe Abbildung 16). Abbildung 16: Beispiele für Unterschiede in der Sichtbarkeit. Oben: OSEM-2D; Unten: TrueX. Linke Spalte: Kein sichtbarer Unterschied (0 Differenzpunkte). Mittlere Spalte: Geringer Unterschied zu Gunsten der oberen Abbildung (1 Differenzpunkt). Rechte Spalte: Mittlerer Unterschied zu Gunsten der oberen Abbildung (2 Differenzpunkte). Desweiteren nahmen die Autoren folgende Messungen vor: Der Ort des Herdes, sein maximales SUV (SUV& ' in SUV ), seine Größe und der Abstand zur Körperoberfläche. Dadurch konnte eine Differenzierung in peripher und zentral vorgenommen werden. Diese Gruppen konnten dahingehend verglichen werden, ob ein Unterschied zu Gunsten einer Rekonstruktion anhand der verteilten Punkte in der Sichtbarkeit zu sehen war. Nach Messung der Daten und Auswertung mit subjektiver und objektiv quantitativer Punkteverteilung folgte die statistische Analyse der gewonnen 30 Werte mit Hilfe eines Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests bei verbundenen Stichproben. Die Wahl der Nullhypothese erfolgte derart, dass geprüft werden konnte, ob ein Unterschied im Median der gewonnen Daten vorhanden war. Dabei wurde stets ein Signifikanzniveau von p<0,05 gewählt. 31 Ergebnisse Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR – signal to noise ratio) Zunächst verglichen die Bearbeiter anhand der rotierenden MIPs das Signal-zuRausch-Verhältnis subjektiv und bewerteten dies mit Hilfe einer 3-Punkte-Skala. In 100% der Fälle (51 von 51) ergab sich ein erniedrigtes SNR in der OSEMRekonstruktion. 27-mal zeigte sich eine „geringe Erniedrigung“ (1 Punkt), 20mal eine „mittlere Erniedrigung“ (2 Punkte) und viermal eine „große Erniedrigung“ (3 Punkte) im beobachteten Signal-zu-Rausch-Verhältnis (siehe Tabelle 3 und Abbildung 17). Mittlere Subjektiv Geringe erniedrigtes Erniedrigung SNR: (1 Punkt) Erniedri gung (2 Punkte) Große Erniedrigung Summe: (3 Punkte) TrueX: - - - 0 OSEM: 27 20 4 51 Tabelle 3: Die Tabelle zeigt die Punkteverteilung beim Vergleich des Signal-zu-RauschVerhältnisses zwischen den 2 Rekonstruktionen. Die OSEM weist in allen Fällen (51 von 51) ein erniedrigtes Signal-zu-Rausch-Verhältnis auf . 32 Abbildung 17: MIPs dreier verschiedener Patienten, wobei der Unterschied des Signal-zu-RauschVerhältnisses verschieden stark differiert. Oben: OSEM; Unten: TrueX. Links: geringe Erniedrigung (1 Punkt). Mitte: mittlere Erniedrigung (2 Punkte). Rechts: große Erniedrigung (3 Punkte). Bei gleicher Fensterung der beiden Rekonstruktionen fand des Weiteren eine Messung des minimalen, durchschnittlichen und maximalen Uptakes für jeden einzelnen Datensatz anhand einer im rechten Leberlappen gelegenen ROI statt. Die Vornahme einer Mittelung war erforderlich. Anhand dieser Daten konnte auf die Spannweite der Uptake-Werte bei selben Mittelwert (5,27 SUV) der einzelnen Rekonstruktion geschlossen werden, welche in der TrueX- Rekonstruktion 2,92 SUV und in der OSEM-Rekonstruktion 3,91 SUV betrug (siehe Tabelle 4 und Abbildung 18). Min.- Standard- Mittel- Standard- Max.- Standard- Wert abweichung: wert: abweichung: wert: abweichung: TrueX: 3,72 ±0,30 5,27 ±0,24 6,64 ±0,64 OSEM: 3,37 ±0,05 5,27 ±0,22 7,28 ±1,13 SUV: Tabelle 4: Der Mittelwert in der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion unterscheiden sich nicht. Man kann jedoch eine vermehrte Spannweite zwischen dem Minimalwert (Min.-Wert) und dem Maximalwert (Max.-Wert) in der OSEM im Gegensatz zur TrueX feststellen. Dies belegt quantitativ ein erhöhtes Signal-zu-Rausch-Verhältnis der OSEM-Rekonstruktion. 33 SUV TrueX OSEM-2D 7,28 6,64 5,27 3,72 5,27 3,37 Minimalwert Mittelwert Maximalwert Abbildung 18: Mit der ROI gemessener Minimalwert, Mittelwert und Maximalwert des SUV, unter allen Patienten gemittelt, bei Nutzung der TrueX- und OSEM-Rekonstruktion. Desweiteren untersuchten die Bearbeiter mit Hilfe eines Wilcoxon-VorzeichenRang-Tests zweier verbundener Stichproben, ob ein signifikanter Unterschied zwischen den Minimalwerten, den Mittelwerten und den Maximalwerten des Uptakes besteht. Als Parameter dienten hierbei die einzelnen SUV-Werte unter Verwendung der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion. Für die Minimal-, sowie die Maximalwerte konnte mit einem Signifikanzniveau von p<0,01 ein signifikanter Unterschied der gemessenen Werte bei Nutzung des TrueX- und OSEM-Algorithmus nachgewiesen werden. Der Nachweis eines Unterschieds der Mittelwerte unter dem TrueX- und dem OSEM-Algorithmus konnte mit einer Signifikanz von 0,337 nicht nachgewiesen werden. Sichtbarkeit der Läsionen Bei insgesamt 51 Patienten war in 29 Fällen (57%) kein Unterschied in der Sichtbarkeit gegeben Punktevergabe und somit vorzunehmen. Bei auch 10 keine Differenzierung Patienten (19,5%) in der waren die beschriebenen Läsionen in der neueren TrueX-Rekonstruktion besser zu sehen 34 und bei 12 Datensätzen (23,5%) konnte die OSEM-Rekonstruktion punkten (siehe Tabelle 5). Unterschied in der Sichtbarkeit: Anzahl der Patientensätze: Kein Unterschied: 29 (57,0%) Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 10 (19,5%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 12 (23,5%) Tabelle 5: Die Tabelle zeigt die Unterschiede in der Sichtbarkeit. Während in 29 Fällen kein Unterschied sichtbar war, konnte in 10 Fällen die TrueX- und in 12 Fällen die ältere OSEMRekonstruktion durch bessere Sichtbarkeit von Läsionen punkten. In insgesamt 45 Läsionen konnte ein Unterschied in der Sichtbarkeit zwischen den beiden Rekonstruktionen festgestellt werden. In 19 Fällen (42%) war eine bessere Sichtbarkeit in der TrueX- und in 26 Fällen (58%) in der OSEMRekonstruktion gegeben (siehe Tabelle 6). Allgemeine Sichtbarkeit: Anzahl der Läsionen Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 19 (42%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 26 (58%) Tabelle 6: Insgesamt wiesen 19 Läsionen mit Hilfe der TrueX- und 26 Läsionen unter Nutzung der OSEM-Rekonstruktion eine bessere Sichtbarkeit auf. Mit der TrueX-Rekonstruktion wurden 15-mal ein Differenzpunkt von 1 und viermal eine Differenz von 2 Punkten vergeben. Es konnte aber kein Sichtbarkeitsunterschied von 3 Punkten vermerkt werden, da keine Läsion nur in der TrueX-Rekonstruktion sichtbar gewesen war. Somit ergibt sich insgesamt eine Summe von 23 vergebenen Differenzpunkten. Bei Verwendung der OSEM-Rekonstruktion ergab sich eine Verteilung der Differenzpunkte von 20-mal 1 Punkt und sechsmal 2 Punkte. Auch hierbei konnte keine Läsion ausschließlich mit der OSEM erkannt werden. Dies entspricht einer Summe von 32 Differenzpunkten (siehe Tabelle 7). Allgemeine Sichtbarkeit: Punkteverteilung: Summe der Punkte: Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 15x 1, 4x 2 23 Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 20x 1, 6x 2 32 Tabelle 7: Die Tabelle zeigt die Punkteverteilung beim Unterschied in der Sichtbarkeit der verschiedenen Rekonstruktionen. 35 Keine Rekonstruktion konnte eine signifikant höhere Sichtbarkeit aufweisen. Als Parameter des Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests zweier verbundener Stichproben verwendeten die Bearbeiter die vergebene Punktedifferenz bei unterschiedlicher Sichtbarkeit der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion in den angegebenen 45 Läsionen. Mit einer Signifikanz von 0,305, bei einem Signifikanzniveau von p<0,05 konnte kein Unterschied in der Sichtbarkeit aller untersuchten Läsionen nachgewiesen werden. Sichtbarkeit in Abhängigkeit vom Körpergewicht Gruppe ≥ 90 Kilogramm Diese Gruppe bestand aus 20 Patienten, wobei das größte beobachtete Körpergewicht bei 145 kg und das niedrigste bei 90 kg lag. Bei insgesamt 25 Läsionen konnte ein Unterschied in der Sichtbarkeit festgestellt werden. In sechs Fällen (24%) erzielte die TrueX-Rekonstruktion und in 19 Fällen (76%) die OSEM eine bessere Sichtbarkeit. Somit konnte in doppelt so vielen Patientensätzen die ältere OSEM-Rekonstruktion im Gegensatz zu der neueren TrueX-Rekonstruktion eine Läsion genauer darstellen und für den Auswerter besser erkennen lassen (siehe Tabelle 8). ≥ 90 kg: Anzahl der Läsionen Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 6 (24%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 19 (76%) Tabelle 8: In der Gruppe der über 90 Kilogramm schweren Patienten waren sechs Läsionen in der TrueX- und 19 in der OSEM-Rekonstruktion besser sichtbar. Insgesamt wurden dreimal 1 Punkt und dreimal 2 Punkte bei der Auswertung der TrueX-Rekonstruktion vergeben, was eine Summe von 9 Punkten bedeutet. Die OSEM-Rekonstruktion kam auf 14-mal 1 Punkt und fünfmal 2 Punkte und somit auf eine Summe von 24 Punkten (siehe Tabelle 9). 36 Punkteverteilung: Summe: Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 3x 1, 3x 2 9 Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 14x 1, 5x 2 24 ≥ 90 kg: Tabelle 9: Die Punkteverteilung ergab insgesamt 9 Punkte für die TrueX und 24 Punkte für die OSEM bei den über 90 Kilogramm schweren Patienten. Als Parameter des Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests zweier verbundener Stichproben benutzten die Bearbeiter die vergebene Punktedifferenz bei unterschiedlicher Sichtbarkeit der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion. Mit einer Signifikanz von 0,046 bei einem Signifikanzniveau von p<0,05 konnte ein Unterschied in der Sichtbarkeit der untersuchten Läsionen zu Gunsten der OSEM-Rekonstruktion bei einem Körpergewicht von mehr als 89 Kilogramm nachgewiesen werden. Gruppe < 90 Kilogramm Die Gruppe mit dem leichteren Körpergewicht setzte sich aus 31 Patienten (n=31) mit einer Spannbreite von 52 bis 89 Kilogramm zusammen. Bei 20 Läsionen konnte ein Unterschied in der Sichtbarkeit festgestellt werden. In 13 Fällen (65%) war eine bessere Sichtbarkeit in der TrueX-Rekonstruktion und in sieben Fällen (35%) in der älteren OSEM-Rekonstruktion gegeben (siehe Tabelle 10). < 90 kg: Anzahl der Läsionen Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 13 (65%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 7 (35%) Tabelle 10: In der Gruppe < 90kg waren 13 Läsionen in der TrueX-Rekonstruktion und sieben in der OSEM-Rekonstruktion besser sichtbar. In der Summe der verteilten Punkte drückt sich dieses Ergebnis mit 14 verteilten (zwölfmal 1 und einmal 2) in der TrueX und acht gewerteten (sechsmal 1 und einmal 2) in der OSEM-Rekonstruktion aus (siehe Tabelle 11). 37 < 90 kg: Punkteverteilung: Summe: Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 12x 1, 1x 2 14 Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 6x 1, 1x 2 8 Tabelle 11: Die Tabelle zeigt den Unterschied und die damit verbundene Punkteverteilung in Gruppe der < 90 kg schweren Patienten. der Keine Rekonstruktion konnte eine signifikant höhere Sichtbarkeit aufweisen. Als Parameter des Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests zweier verbundener Stichproben verwendeten die Bearbeiter die vergebene Punktedifferenz bei unterschiedlicher Sichtbarkeit der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion. Mit einer Signifikanz von 0,243, bei einem Signifikanzniveau von p<0,05 konnte kein Unterschied in der Sichtbarkeit der untersuchten Läsionen in Abhängigkeit vom Körpergewicht des untersuchten Patienten nachgewiesen werden. Sichtbarkeit in Abhängigkeit vom Ort Es wurden insgesamt 44 Läsionen (n=44) entdeckt, welche einen Unterschied in der Sichtbarkeit in Abhängigkeit von der Lokalisation zeigten. Gruppe > 5 cm – zentral im Körper gelegen 26 Läsionen (n=26), somit 59% aller Läsionen in denen ein Sichtbarkeitsunterschied festzustellen war, waren mehr als 5 Zentimeter von der Körperoberfläche des Patienten entfernt. Die Werte reichten von maximal 19 bis minimal 9 Zentimeter Entfernung von der Haut des Patienten. In drei Fällen (12%) konnte der Untersucher die Läsionen in der neueren TrueX-Rekonstruktion besser detektieren und in 23 Fällen (88%) in der älteren OSEM (siehe Tabelle 12). > 5 cm: Anzahl der Patientensätze Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 3 (12%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 23 (88%) Tabelle 12: Bei den Läsionen, die mehr als 5cm von der Körperoberfläche entfernt waren, konnte in drei Fällen eine bessere Sichtbarkeit in der TrueX- und in 23 Fällen in der OSEM-Rekonstruktion nachgewiesen werden. 38 Die Punkte verteilten sich mit 3 (dreimal 1) für die TrueX und 29 für die OSEM (17-mal 1 und sechsmal 2), somit zu Gunsten der Letzteren (siehe Tabelle 13). > 5 cm: Punkteverteilung: Summe: Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 3x 1 3 Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 17x 1, 6x 2 29 Tabelle 13: Es zeigte sich mit 29 Punkten für die OSEM zu 3 Punkten für die TrueX ein klarer Vorteil in der Sichtbarkeit bei zentralen Läsionen (> 5 cm Entfernung von der KOF) für die ältere OSEM. Bei Anwendung eines Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests bei verbundenen Stichproben konnte mit einem Signifikanzniveau von p<0,01 eine bessere Sichtbarkeit der OSEM-Rekonstruktion gegenüber der TrueX bei Läsionen, welche weiter als 5 Zentimeter von der Körperoberfläche liegen, nachgewiesen werden. Als Parameter dienten hierbei die Unterschiede in der Sichtbarkeit von Läsionen einerseits mit der TrueX- und andererseits mit der OSEMRekonstruktion. Gruppe ≤ 5 cm – peripher im Körper gelegen 18 Herde (n=18) waren weniger als 5 Zentimeter von der Körperoberfläche des Patienten entfernt. Dies entspricht 41% aller Läsionen, in denen ein Unterschied festgestellt werden konnte. Der Maximalwert betrug 4 cm und der kleinste Wert 1 cm Entfernung von der Körperoberfläche. Die TrueX-Rekonstruktion konnte in 16 Fällen (89%) eine bessere Sichtbarkeit erzielen, während die OSEM-Rekonstruktion in nur 2 Fällen (11%) punkten konnte (siehe Tabelle 14). ≤ 5 cm: Anzahl der Patientensätze Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 16 (89%) Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 2 (11%) Tabelle 14: Bei den Läsionen, die weniger als 6 cm von der Körperoberfläche entfernt waren, konnte in 16 Fällen eine bessere Sichtbarkeit in der TrueX- und in 2 Fällen in der OSEMRekonstruktion nachgewiesen werden. 39 In der Summe kam die TrueX auf 20 Punkte (zwölfmal 1 und viermal 2) und die OSEM auf 2 Punkte (zweimal 1), was auch das oben gesehene Verhältnis in der Anzahl der Herde in etwa wiederspiegelt (siehe Tabelle 15). Punkteverteilung: Summe: Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 12x 1, 4x 2 20 Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 2x 1 2 ≤ 5 cm: Tabelle 15: Punkteverteilung in der Gruppe der peripher gesichteten Läsionen. Die TrueXRekonstruktion erzielte in der Summe 20 Punkte, während die OSEM nur 2 erlangen konnte. Aus den gewonnen Ergebnissen resultierte eine signifikante Erhöhung der Sichtbarkeit von Läsionen in der Peripherie des Körpers (und somit am Rande des FOVs) bei Verwendung der neueren TrueX-Rekonstruktion. Dies zeigte die Anwendung eines Wilcoxon-Vorzeichen-Rang-Tests verbundener Stichproben mit einer Signifikanz von 0,001 und einem Signifikanzniveau von p<0,05. Als Parameter verwendeten die Bearbeiter die Unterschiede in der Sichtbarkeit von Läsionen unter Verwendung der TrueX- und der OSEM-Rekonstruktion. 40 Diskussion Im Gegensatz zu früheren Rekonstruktionsmethoden wie der gefilterten Rückprojektion (FBP) und der iterativen OSEM, findet man aufgrund der Einführung der TrueX im Jahre 2007 (25) bisher kaum veröffentlichte Studien. Da die iterativen Verfahren die FBP im klinischen Alltag abgelöst haben und die TrueX-Rekonstruktion unter anderem eine bessere Sichtbarkeit und ein höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis verspricht, bleibt abzuwarten, ob diese den aktuell konventionellen OSEM-Algorithmus ablösen wird. Zumindest werden in den nächsten Jahren wohl weitere Studien folgen, welche Vergleiche und mögliche Unterschiede dieser zwei Rekonstruktionen untersuchen werden. Die Ergebnisse könnten zumindest eine Auswirkung auf die Weiterentwicklung der verschiedenen Rekonstruktionsverfahren haben. Knäusl et al. (16) beschreiben in ihrer Arbeit den Einfluss verschiedener Rekonstruktionsalgorithmen auf die Quantifizierung des PET-basierten Volumens anhand Untersuchungen an einem Phantom. Dabei wurde die detektierte Aktivität in einem schwellenwert-definierten Volumen als Funktion der Kugelgröße und des Signal-zu-Hintergrundverhältnisses (signal to background ratio / SBR) untersucht. Als Vergleich dienten der iterative OSEMAlgorithmus, der TrueX-Algorithmus und die gefilterte Rückprojektion (FBP), mit besonderem Augenmerk auf das TrueX-Verfahren. Als Voreinstellungen wählten die Bearbeiter jeweils 4 Iterationen und 21 Subsets. Die Arbeitsgruppe führte alle Messungen an einem modifizierten IEC Body Phantom am Siemens Biograph True Point 64 PET-CT durch. Dabei wählten sie unterschiedliche SBRs. Die Messung der Aktivität erfolgte in sechs verschiedenen Kugeln mit unterschiedlichem Volumen. Diese Studie kam zu folgenden Ergebnissen. Für die drei Kugelgrößen > 2,5 ml konnte ein konstanter Schwellenwert für jeweils konstante SBR für die drei unterschiedlichen Rekonstruktionsalgorithmen bestimmt und somit ein mittlerer Schwellenwert berechnet werden. Dieser Schwellenwert war umgekehrt proportional zur SBR, nahm also mit zunehmender SBR ab. Für die drei kleineren Kugelvolumina ≤ 2,5 ml variierte er für den OSEM-Algorithmus 41 zwischen 17% und 44%, während er für das TrueX-Verfahren mit bis zu 17% deutlich niedriger lag. Dabei spiegelte die maximale Aktivität bei dem OSEMVerfahren in einem spezifischen Volumen die wahre Aktivität sehr gut wieder, wenn ein Korrekturfaktor C angewendet wurde. Dieser war unabhängig vom SBR und lag für die drei größeren Kugeln bei C = 1,10 ± 0,03. Für die drei kleineren Kugeln stieg C aufgrund des sogenannten Partial-Volume-Effektes exponentiell an. Im Gegensatz dazu überschätzte die maximale Aktivität aus TrueX rekonstruierten Bildern die wahre Aktivität. Aufgrund der erhobenen Ergebnisse betonen die Autoren abschließend, dass bei quantitativen Vergleichen und bei der Auswertung von Multicenter Studien der TrueXAlgorithmus mit Vorbehalt angewendet werden sollte (16). Casey et al. (1) untersucht in seiner Studie die Point-Spread-Function Rekonstruktion in der Positronen-Emissions-Tomographie, also die TrueXRekonstruktion. Die Arbeit beinhaltet sowohl Tests an einem Phantom, als auch an klinischem Patientengut. Zuerst erfolgte ein Vergleich des räumlichen Auflösungsvermögens unter Verwendung des Filtered-backprojection- Algorithmus (FBP) und des TrueX-Algorithmus. Die Messungen wurden vom Zentrum des FOVs an, alle 4 Zentimeter, bis 28 Zentimeter zum Rand des FOVs vorgenommen. Anschließend rekonstruierte der Bearbeiter die gewonnen Rohdaten mit Hilfe einer FBP-Rekonstruktion mit FORE-Rebinning und des TrueX-Algorithmus mit 6 Iterationen und 14 Subsets. Es zeigte sich, dass der TrueX-Algorithmus eine Auflösung bis zur Nyquist-Grenze zulässt und im Gegensatz zur FBP-Rekonstruktion vom Zentrum bis zum Rand des FOVs ein relativ uniformes, durchschnittliches Auflösungsvermögen von circa 2 mm FWHM ermöglicht. Desweiteren untersucht Casey anhand eines Phantoms heiße Läsionen, die in einer warmen Umgebung liegen, um so eine PET-Abdomenaufnahme zu simulieren. Hierbei verwendete er ein Anthropomorphic Torso Phantom des Herstellers Data Spectrum Corp und modifizierte dieses so, dass es vier 12 Millimeter große Silikonkugeln beinhaltete, welche mit 1406 MBq von 68Germanium gefüllt waren. Die Silikonkugeln besaßen 8, 57, 114 und 161 mm Entfernung vom Zentrum des FOVs. Das Hintergrundvolumen des Torso- 42 Phantoms wurde mit 18-Fluor und das Volumen, das der Leber entsprach, mit der doppelten Konzentration an 18-Fluor gefüllt. Die Messung der Rohdaten erfolgte über einen Zeitraum von zwei Stunden. Anschließend rekonstruierte der Bearbeiter mit der AW-OSEM-Rekonstruktion und mit der TrueXRekonstruktion mit 6 Iterationen und 14 Subsets. Die resultierenden Bilddatensätze wurden desweiteren mit einem 4 Millimeter messenden 3D Gaussian-Filter gefiltert. Zur Quantifizierung legte Casey VOIs über die Silikonkugeln und normierte die gewonnenen Werte im Verhältnis zu den gemessenen Werten des Hintergrundvolumens, um eine allgemeine Vergleichbarkeit zu erhalten. Hierbei zeigte sich, dass die gemessenen, normierten Uptake-Werte der ROIs unter Verwendung des TrueX-Algorithmus, unabhängig von der Entfernung der Silikonkugeln vom Zentrum, weitgehend konstant blieben. Die Uptake-Werte bei Gebrauch der AW-OSEM- Rekonstruktion stattdessen nahmen zum Rand des FOVs kontinuierlich ab. Weiter überprüft Casey mit Hilfe des obengenannten Phantoms den Kontrast und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) anhand klinisch relevanter Rekonstruktionsprotokolle. Hierbei betrug das Verhältnis der Aktivität des eingebrachten Tracers von Silikonkugeln zu Hintergrundvolumen vier zu eins. Die Silikonkugeln besaßen Durchmesser von 10, 13, 17 und 22 Millimeter. Als Positronen-Emissions-Tomograph kam ein Siemens Biograph 6 TruePoint PETCT mit TrueV zum Einsatz. Die gewonnenen Rohdaten wurden mit Hilfe der AW-OSEM-Rekonstruktion und der TrueX-Rekonstruktion mit 4 Iterationen und 14 Subsets rekonstruiert. Anschließend legte Casey die Region-of-Interests (ROIs) sowohl über die Silikonkugeln, als auch über das Hintergrundvolumen und verglich die gewonnen Werte miteinander. Hierbei stellte sich heraus, dass die TrueX-Rekonstruktion im Vergleich zur AW-OSEM-Rekonstruktion einen größeren Kontrast der Silikonkugeln zum Hintergrundvolumen bot und dass dabei die Streuung der gewonnen Daten geringer war. Zu guter Letzt untersucht Casey zwei klinische Patienten und vergleicht die gewonnen Bilder der AW-OSEM und der TrueX-Rekonstruktion unter Verwendung verschiedener Parameter. Die Patienten besaßen ein Körpergewicht von 144 beziehungsweise 76 Kilogramm. Die Untersuchungen wurden in einem Siemens Biograph 6 43 TruePoint PET-CT mit TrueV geführt. Hierbei injizierte Casey beiden Patienten 370 MBq 18-FDG intravenös und wählte eine Uptakedauer von 90 Minuten. Der Untersucher rekonstruierte die gewonnenen Rohdaten beim ersten Patienten anschließend mit Hilfe der AW-OSEM-Rekonstrutkion mit 3 Iterationen, 8 Subsets und einem 6 mm Gaussian-Filter und unter Verwendung der TrueXRekonstruktion mit 2 Iterationen, 14 Subsets und einem 5 mm Gaussian-Filter. Bei der Rekonstruktion der zweiten Patientin wählte Casey bei der AW-OSEMRekonstruktion 4 Iterationen, 16 Subsets und einen 5 Millimeter Gaussian-Filter und bei der TrueX-Rekonstruktion 6 Iterationen, 14 Subsets und keinen weiteren Filter. Die daraus resultierenden Bilddatensätze stellte Casey gegenüber und verglich sie rein subjektiv. Zusammenfassend stellt Casey mit seiner Arbeit fest, dass im Vergleich mit der AW-OSEM-Rekontruktion, der TrueX-Algorithmus eine höhere Bildqualität durch genauere Fehlerkorrektur und Berücksichtigung der Gerätephysik ermöglicht (1). Die volle Aussagekraft der Ergebnisse der vorliegenden Studie wird durch einige Einschränkungen limitiert. Bei der Unterscheidung der Sichtbarkeit notierte der Untersucher ausschließlich Läsionen, welche sich in der Sichtbarkeit unterschieden. Solche Läsionen, welche keinen Sichtbarkeitsunterschied aufwiesen wurden bei der Auswertung der Daten nicht berücksichtigt und konnten somit nicht in die statistische Testung einfließen. Dies lässt eine geringere Aussagekraft der statistischen Tests zu. So ist es vorstellbar, dass die Anzahl der Unterschiede in der Sichtbarkeit nur einen Bruchteil der gesamten Anzahl der gesichteten Läsionen beträgt. Weiterhin ist das Patientenkollektiv mit insgesamt 51 Patienten zu gering um die gewonnenen Ergebnisse mit abschließender Sicherheit auf die Allgemeinheit übertragen zu können. Im Gegensatz zu größeren Kollektiven 44 können etwaige „Ausreißer“ hierbei die Ergebnisse verstärkt verfälschen. So wäre es ratsam, für weiterführende Studien ein größeres Kollektiv zur Untersuchung zu wählen oder die Ergebnisse ähnlicher Studien zum Vergleich heranzuziehen. Letzteres konnte durch das Fehlen von Vergleichsstudien an Patienten nicht realisiert werden. Einen weitereren Kritikpunkt stellt die Erfassung der Daten durch einen einzelnen Untersucher dar. Dadurch sind diese untersucherabhängig, subjektiv erhoben und Fehler des Untersuchers können nicht ausgeschlossen werden. Eine durch zwei oder mehr Untersucher unabhängig voneinander durchgeführte Datenauswertung ermöglicht den Vergleich und gegebenenfalls die Mittelung der resultierenden Daten. Dies kann mögliche systematische und persönliche Fehler verringern und daher zu einem genaueren Ergebnis führen. Die allgemeine Aussagekraft der gewonnenen Ergebnisse ist durch die Wahl der Rekonstruktionsparameter der OSEM- und der TrueX-Rekonstruktion eingeschränkt. So ist vorstellbar, dass eine Änderung der Parameter wie Iterationen oder Subsets, zu völlig entgegengesetzten Ergebnissen führt. Somit lassen sich die Ergebnisse nur auf das benutzte Untersuchungsprotokoll anwenden. Durch vergleichbare Studien mit denselben, aber auch verschiedenen Untersuchungsparametern, kann eine bessere Aussage über die Allgemeingültigkeit der Ergebnisse getroffen werden. Auch die Einteilung der Gruppen in Körpergewicht (< 90 kg vs. ≥ 90 kg) und in Abstand der Läsion von der Körperoberfläche (> 5 cm vs. ≤ 5 cm) ist von unserer Arbeitsgruppe willkürlich festgesetzt und folgt keinen gegebenenfalls gängigen Klassifikationen. So ist es durchaus möglich, dass sich bei Änderung dieser Parameter die resultierenden Ergebnisse signifikant voneinander unterscheiden und eine andere Schlussfolgerung zulassen. Desweiteren ist die Wahl des Abstandes der Läsionen zur Körperoberfläche stark abhängig vom Volumen des Patienten und somit nicht hundertprozentig standardisierbar mit der Lage im Field-of-View des PET-CTs. Genauer und eindeutig reproduzierbar wäre die Wahl des Abstandes der tumorsuspekten Läsion vom Zentrum des FOVs gewesen. 45 Bei der Beurteilung der Sichtbarkeit und des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses wählten die Bearbeiter jeweils eine 4-Punkte-Skala. Dies wiederum hat eine rein subjektive und untersucherabhängige Bewertung zur Folge. Somit fehlt hier eine objektive Quantifizierung der Ergebnisse. Bei allen genannten Einschränkungen bleibt jedoch hervorzuheben, dass die vorliegende Studie durch folgende Punkte eine hohe klinische Relevanz und Alltagstauglichkeit besitzt: So ist dies eine der ersten Arbeiten, welche Messungen, anstatt an einem Phantom, an einem größeren Patientenkollektiv vornimmt. Die untersuchten Patienten stammen allesamt aus dem Klinikumsalltag des UniversitätsKrebszentrums Erlangen, das eines von sechs von der Deutschen Krebshilfe geförderten Spitzenzentren Deutschlands darstellt. Die gewonnenen Ergebnisse besitzen somit eine hohe klinisch anwendbare Aussagekraft. Auch finden sich bei den 51 untersuchten Patienten verschiedene Tumorentitäten, wie maligne Melanome, Mamma- und Kolonkarzinome. Die Ergebnisse sind somit nicht spezifisch auf eine Tumorart, sondern allgemein anwendbar. Durch den Vergleich der bisher genutzten OSEM-Rekonstruktion mit 4 Iterationen, 8 Subsets und einem 5 mm Gaussian-Filter zeigen die gewonnenen Resultate eine hohe klinische Relevanz und Anwendbarkeit. Zusammenfassend zeigen unsere Daten, dass der neue TrueX-Algorithmus im Vergleich zur OSEM-Rekonstruktion in der Körperperipherie Vorteile gegenüber dem alten Verfahren aufweist, allerdings auch, dass das alte Verfahren bei stark übergewichtigen Patienten von Vorteil ist. Der neu entwickelte Algorithmus stellt deshalb nur bedingt einen wirklichen Durchbruch dar, kann allerdings sicherlich – auch auf Maßgabe unserer Ergebnisse – durch Einrechnung weiterer Korrekturen noch verbessert werden. 46 Literaturverzeichnis 1. Casey ME. Point Spread Function Reconstruction in PET. Siemens Molecular Imaging, 2007. 2. CBC News. Alzheimer’s early signs revealed by brain scans, memory tests. (http://www.cbc.ca/gfx/images/news/photos/2009/07/14/alzheimer_petscans090714.jpg - 02/2011). 3. Cherry SR, Sorenson JA, Phelps ME. Physics in Nuclear Medicine. 3. Auflage. Saunders. 2003. 4. Chinn G, Huang SC. A general class of preconditioners for statistical iterative reconstruction of emission computed tomography. IEEE Trans Med Imaging 1997. 16(1): S. 1-10. 5. Diagnostisch Therapeutisches Zentrum am Frankfurter Tor. PET/CT in der Onkologie. (http://www.berlin-diagnostik.de/petct_in_der_onkologie.php - 02/2011). 6. Erdogan H, Fessler JA. Ordered subsets algorithms for transmission tomography. Phys Med Biol 1999. 44(11): S. 2835-51. 7. Fessler JA. Penalized weighted least-squares image reconstruction for positron emission tomography. IEEE Trans Med Imaging 1994. 13(2): S.290-300. 47 8. Fluoro Pharma. Cardio-PET – PET Agent for Evaluating Cardiac Metabolism. (http://www.fluoropharma.com/page.php?q=39 – 02/2011). 9. Gallagher BM, Fowler JS, Gutterson NI, MacGregor RR, Wan CN, Wolf AP. Metabolic Trapping as a principle of Radiopharmaceutical Design: Some Factors Responsible for the Biodistribution of 18-FDG. The Journal of Nuclear Medicine 1978. 19(10): S. 1154-1161. 10. Geworski L. Voraussetzung für die Quantifizierung in der Emissions-Tomographie. Habilitationsschrift für das Fach experimentelle Nuklearmedizin. Charité der Humboldt-Universität zu Berlin. 2003. 11. Grillenberger K, Schirrmeister H. Radioaktive Arzneimittel. WVG Stuttgart. 2003. 12. Hudson MH, Larkin RS. Accelerated Image Reconstruction using Ordered Subsets of Projection Data. IEEE Trans Med Imaging 1994. XX(Y). 13. Journal of Nuclear Medicine Technology. (http://tech.snmjournals.org/cgi/content-nw/full/30/2/39/F1 - 02/2011). 14. Kauffmann, Moser, Sauer. Radiologie. 2. Auflage. Urban & Fischer. München, Jena. 2001. 15. Klinik für Nuklearmedizin des Universitätsklinikums Essen. Radiochemie – Zyklotron. (http://www.uni-due.de/nukmed/radiochemie/frm_zyklotron.html 02/2011). 48 16. Knäusl B, Hirtl A, Dobrozemsky G, Bergmann H, Kletter K, Dudczak R, Georg. PET based volume segmentation with emphasis on the iterative TrueX algorithm. Z Med Phys 2011. 17. Kramme. Medizintechnik. 3. Auflage. Springer Verlag. Heidelberg. 2007. 18. MedWow. (http://www.medwow.com/biograph-64-truepoint-petct.mth34158_200_200.jpg - 05/2011). 19. Meisetschläger G. Systematischer Vergleich von Rekonstruktionsverfahren für die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) bei Patienten mit onkologischen Erkrankungen. Dissertation im Fachbereich Humanmedizin. Technische Universität München. 2001. 20. Mohnike K, Hör G, Mohnike W. PET/CT-Atlas: Ein interdisziplinärer Leitfaden der onkologischen PET/CT-Diagnostik. Springer Verlag. Berlin, Heidelberg. 2006. Kapitel 2. 21. Newiger H. Development and future perspectives of PET technology. Radiologie 1992, 32(6): S. 262-5. 22. Nicoletti R, Oberladstätter M, König F. Messtechnik und Instrumentierung in der Nuklearmedizin. 2. Auflage. Facultas Vertrags- und Buchhandels AG. 2007. 49 23. Rich. A brief history of positron emission tomography. J Nucl Med Technol 1997, 25(1): S. 4-11. 24. Schicha H, Schober O. Nuklearmedizin – Basiswissen und klinische Anwendung. 6. Auflage. Schattauer Verlag. 2003. 25. Siemens AG. Biograph TruePoint PET-CT: Smaller, Faster, Better. (http://www.medical.siemens.com/siemens/en_US/gg_nm_FBAs/files/mu ltimedia/biograph/innovation/index.htm - 02/2011). 26. Siemens AG. Biograph TruePoint PET-CT. TrueX – The Final Key to HD·PET. (http://www.medical.siemens.com/siemens/en_US/gg_nm_FBAs/files/mu ltimedia/biograph/truepoint/true-x.htm - 02 /2011). 27. Ter-Pogossian, Phelps, Hoffman, Mullani. A positron-emission transaxial tomograph for nuclear imaging (PETT). Radiology 1975, 114(1): S. 89-98. 28. University of Washington. Division of Nuclear Medicine. Introduction to PET Physics. Chapter 2. 1999. 29. Weber M, Avril N, Schwaiger M. Relevance of positron emission tomography (PET) in oncology. Strahlenther Onkol 1999, 175(8): S. 356-73. 30. Wikibooks. Physikalische Grundlagen der Nuklearmedizin/Nuklearmedizinische Abbildungssysteme. (http://de.wikibooks.org/wiki/Physikalische_Grundlagen_der_Nuklearmed izin/_Nuklearmedizinische_Abbildungssysteme – 02/2011). 50 31. WikiBooks. Physikalische Grundlagen der Nuklearmedizin/Szintillationszähler. (http://de.wikibooks.org/wiki/Datei:Photomultipliertube-de.svg – 02/2011). 32. Wirrwarr A. Methoden zur Ortsaufllösungsverbesserung bei bildgebenden Verfahren in der Nuklearmedizin. Dissertation im Fachbereich Physik. Westfälische Wilhelms-Universität Münster. 2001. Kapitel 2. 33. Xu XL, Liow JS, Strother SC. Iterative algebraic reconstruction algorithms for emission computed tomography: a unified framework and its application to positron emission tomography. Med Phys. 1993. 20(6): S. 1675-84. 51 Abbildungsverzeichnis Abbildung 1: Vernichtungsstrahlung ........................................................................... 5 Abbildung 2: Aufbau von 18-Fluor-2-Desoxy-D-Glukose ............................................ 8 Abbildung 3: Vernichtungsstrahlung im Patienten....................................................... 9 Abbildung 4: Detektorapparat mit Szintillator und Photomultiplier............................. 10 Abbildung 5: PET / CT .............................................................................................. 11 Abbildung 6: Entstehung der Sinogramme ............................................................... 12 Abbildung 7: Auftreffmöglichkeiten von Photonen auf die Detektoren ...................... 13 Abbildung 8: Schematische Darstellung der iterativen Rekonstruktionsverfahren .... 15 Abbildung 9: Schematische Darstellung eines PET-Gerätes mit 2 verschiedenen Ursprungsorten eines Photons ......................................................... 18 Abbildung 10: Intensitätskurven zweier verschiedener Photonen ............................. 19 Abbildung 11: Schematische Darstellung verschiedener Detektionen eines konventionellen PETs ohne die TrueX-Rekonstruktion ............................................. 20 Abbildung 12: Schematische Darstellung verschiedener Detektionen eines HDPETs mit der TrueX-Funktion.................................................................................... 21 Abbildung 13: Herz-PET ........................................................................................... 22 Abbildung 14: PET-CT in der Onkologie ................................................................... 23 Abbildung 15: Axiale PET-Aufnahme des Gehirns.................................................... 24 Abbildung 16: Beispiele für Unterschiede in der Sichtbarkeitcccccccc... . 29 Abbildung 17: MIPs und das dazugehörige Rauschen ............................................. 32 Abbildung 18: Minimalwert, Mittelwert und Maximalwert des SUV bei Nutzung der TrueX- und OSEM-Rekonstruktion ..................................................................... 33 52 Tabellenverzeichnis Tabelle 1: Patientenkollektiv ..................................................................................... 26 Tabelle 2: Parameter der TrueX- und OSEM-Rekonstruktion. .................................. 27 Tabelle 3: Subjektive Punkteverteilung beim Vergleich der SNR . ............................ 31 Tabelle 4: Quantitative Messung der SNR ................................................................ 32 Tabelle 5: Unterschied in der allgemeinen Sichtbarkeitccccccccccc. .34 Tabelle 6: Beobachtete Läsionen mit der TrueX- und OSEM-Rekonstruktion .......... 34 Tabelle 7: Punkteverteilung beim Unterschied in der allgemeinen Sichtbarkeit ........ 34 Tabelle 8: Unterschied in der Sichtbarkeit (≥ 90 kg) ................................................. 35 Tabelle 9: Punkteverteilung beim Unterschied in der Sichtbarkeit (≥ 90 kg) ............ 36 Tabelle 10: Unterschied in der Sichtbarkeit (< 90 kg) ............................................... 36 Tabelle 11: Punkteverteilung beim Unterschied in der Sichtbarkeit (< 90 kg). .......... 37 Tabelle 12: Unterschied in der Sichtbarkeit (> 5 cm Entfernung zur KOF)................ 37 Tabelle 13: Punkteverteilung beim Unterschied in der Sichtbarkeit (> 5 cm Entfernung zur KOF) ................................................................................................. 38 Tabelle 14: Unterschied in der Sichtbarkeit (≤ 5 cm Entfernung zur KOF)................ 38 Tabelle 15: Punkteverteilung beim Unterschied in der Sichtbarkeit (≤ 5 cm Entfernung zur KOF) ................................................................................................. 39
