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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 Signal-
zu-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 TrueX-
Algorithmus 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-weighted-
least-squares (PWLS) (7), die ordered-subsets-expectation-maximization
(OSEM) (6) und die 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 TrueX-
Rekonstruktion 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°) voneinander fortbewegen.
Dieser Prozess wird 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 18-
Sauerstoff 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-Desoxy-
D-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 verwendet (Iterationen - Wiederholungen), wobei sich die
geschätzten und gemessenen Projektionen immer mehr 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 TrueX-
Rekonstruktion beinhaltet Millionen von exakt gemessenen Point-Spread-
Functions (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 TrueX-Funktion. 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 Positronen-
Emissions-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 18-
FDG 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 mit dem Siemens Biograph 64, die
Rekonstruktion beziehungsweise Bearbeitung mit der Siemens SynGo
Software. Der Biograph 64 ist ein Hybridgerät aus einem Positronen-Emissions-
Tomograph (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 OSEM-Rekonstruktionen.
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 (maximum-
intensity-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).
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
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).
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-zu-
Rausch-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 OSEM-
Rekonstruktion. 27-mal zeigte sich eine „geringe Erniedrigung“ (1 Punkt), 20-
mal eine „mittlere Erniedrigung“ (2 Punkte) und viermal eine „große
Erniedrigung“ (3 Punkte) im beobachteten Signal-zu-Rausch-Verhältnis (siehe
Tabelle 3 und Abbildung 17).
Subjektiv
erniedrigtes
SNR:
Geringe
Erniedrigung
(1 Punkt)
Mittlere
Erniedri
gung
(2 Punkte)
Große
Erniedrigung
(3 Punkte)
Summe:
TrueX: - - - 0
OSEM: 27 20 4 51
Tabelle 3: Die Tabelle zeigt die Punkteverteilung beim Vergleich des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses zwischen den 2 Rekonstruktionen. Die OSEM weist in allen Fällen (51 von 51) ein erniedrigtes Signal-zu-Rausch-Verhältnis auf .
32
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).
SUV: Min.-
Wert
Standard-
abweichung:
Mittel-
wert:
Standard-
abweichung:
Max.-
wert:
Standard-
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
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.
Abbildung 17: MIPs dreier verschiedener Patienten, wobei der Unterschied des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses verschieden stark differiert. Oben: OSEM; Unten: TrueX. Links: geringe Erniedrigung (1 Punkt). Mitte: mittlere Erniedrigung (2 Punkte). Rechts: große Erniedrigung (3 Punkte).
33
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-Vorzeichen-
Rang-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 und somit auch keine Differenzierung in der
Punktevergabe vorzunehmen. Bei 10 Patienten (19,5%) waren die
beschriebenen Läsionen in der neueren TrueX-Rekonstruktion besser zu sehen
3,72
5,27
6,64
3,37
5,27
7,28
Minimalwert Mittelwert Maximalwert
SUV
TrueX OSEM-2D
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 OSEM-Rekonstruktion 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 OSEM-
Rekonstruktion 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
≥ 90 kg: Punkteverteilung: Summe:
Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 3x 1, 3x 2 9
Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 14x 1, 5x 2 24
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 der Gruppe der < 90 kg schweren Patienten.
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 OSEM-
Rekonstruktion.
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 OSEM-Rekonstruktion 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).
≤ 5 cm: Punkteverteilung: Summe:
Bessere Sichtbarkeit in der TrueX: 12x 1, 4x 2 20
Bessere Sichtbarkeit in der OSEM: 2x 1 2
Tabelle 15: Punkteverteilung in der Gruppe der peripher gesichteten Läsionen. Die TrueX-Rekonstruktion 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 OSEM-
Algorithmus, 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 OSEM-
Verfahren 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 TrueX-
Algorithmus 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 TrueX-
Rekonstruktion. 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 68-
Germanium 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 TrueX-
Rekonstruktion 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 PET-
CT 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 TrueX-
Rekonstruktion mit 2 Iterationen, 14 Subsets und einem 5 mm Gaussian-Filter.
Bei der Rekonstruktion der zweiten Patientin wählte Casey bei der AW-OSEM-
Rekonstruktion 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 Universitäts-
Krebszentrums 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.
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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 HD-
PETs 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
