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4  Voraussetzungen für quantitative Datenauswertung

Die Leistungsfähigkeit eines tomographischen Systems lässt sich auf zwei Grundforderungen reduzieren: a) die Fähigkeit, homogene Aktivitätsverteilungen auch homogen abzubilden und b) von der Umgebung abweichende Speichermuster (Läsionen) möglichst geringer Größe nachweisen zu können. Neben der Frage der Erkennbarkeit, die in engem Zusammenhang mit der Bildqualität steht, besteht auch der Wunsch, die Aktivität oder die Aktivitätskonzentration erkannter Läsionen absolut oder relativ zu quantifizieren. Die Auswirkung unterschiedlicher Parameter auf die Erkennbarkeit und Quantifizierbarkeit von Läsionen wird beschrieben durch die örtliche Auflösung als rein geometrische Kenngröße, den Kontrast als Verknüpfung zwischen Auflösung, Objektgeometrie und Streustrahlung sowie die Kontrastauflösung als Verknüpfung von Kontrast und Rauschen [Geworski, 1991].

Um die Leistungsfähigkeit eines tomographischen Gerätes zum Nachweis oder zur Quantifizierung von Läsionen abschätzen zu können, ist die Kenntnis der räumlichen Auflösung in allen drei Dimensionen erforderlich, d.h. in der transversalen Ebene (x- und y-Richtung) und in der parallel zur Rotationsachse bzw. Systemachse verlaufenden z-Richtung [Geworski und Jordan, 1991].

Die transversale Auflösung ergibt sich aus der Verknüpfung derjenigen Auflösung, mit der die Projektionen gemessen werden (physikalische oder auch Systemauflösung des Messsystems) und der Auflösung des mathematischen Rekonstruktionsprozesses. Im Fall einer näherungsweise ortsinvarianten Systemauflösung, kann diese Verknüpfung durch ein Faltungsintegral beschrieben werden, wobei vereinfachend die Systemauflösung für einen dem Systemradius entsprechenden Messabstand angegeben wird.

Bei der Verwendung von Gammakameras mit Parallellochkollimatoren hängt die Systemauflösung stark vom Abstand zwischen Quelle und Kollimator ab. Mit zunehmendem Rotationsradius wird die rekonstruierte Auflösung ebenfalls schlechter. Für eine Quellenposition auf der Systemachse bewirkt eine Vergrößerung des Rotationsradius um 1 cm eine Verschlechterung der rekonstruierten Auflösung um ca. 0,5 mm. Somit kann bei Hirnuntersuchungen mit einem Rotationsradius von ca. 15 cm die Systemauflösung zwischen 9 und 15 mm (je nach System) liegen, bei Untersuchungen des Abdomens und der Thoraxregion mit entscheidend größerem Rotationsradius können die Auflösungswerte 20 mm und mehr erreichen.

Eine zusätzliche Verschlechterung der Auflösung und damit des Kontrastes resultiert aus dem Rekonstruktionsprozess selbst. Dieser Prozess ist mathematisch schlecht konditioniert, wirkt [Seite 15↓]daher rauschverstärkend und erfordert eine zusätzliche Datenglättung zur Begrenzung dieser Rauschverstärkung.

Bei den emissionstomographischen Verfahren besteht die Möglichkeit, die durch die

Datenglättung bedingte Auflösungsverschlechterung nicht nur auf die transversale Auflösung zu beschränken, sondern auch die axiale Richtung mit einzubeziehen. Dieser Ansatz entspricht mehr dem Ziel einer gleichförmigen Auflösung in allen drei Dimensionen und bewirkt gleichzeitig bei gleicher Rauschreduktion eine geringere Verschlechterung der transversalen Auflösung. Realisiert wird dieses Verfahren durch eine zweidimensionale Filterung (prefilter) der zweidimensionalen Projektionen und anschließender Rekonstruktion mit dem höchstauflösenden Rekonstruktionsfilter, d.h. dem Rampenfilter. Die axiale Auflösung hängt von der Prefilterung der Projektionen, dem Rotationsradius sowie der Quellenposition im transversalen Gesichtsfeld ab. Keinen Einfluss auf die axiale Auflösung hat das transversale Rekonstruktionsfilter.

Eine Beeinflussung der Auflösung durch die verfügbaren Methoden der Absorptionskorrektur im Rahmen der Messgenauigkeit ist nicht nachweisbar.

Zu erwähnen ist in diesem Zusammenhang noch die durch Streustrahlung hervorgerufene Verringerung des Bildkontrastes. Die Streustrahlung verschlechtert zwar die Abbildungsleistungen, verändert aber den zur Charakterisierung der Auflösung benutzten Index der Halbwertsbreite nicht oder nur geringfügig. Deshalb kann aus dem geometrischen Parameter Auflösung nicht unmittelbar auf den Kontrast geschlossen werden.

Bei der PET wird die erreichbare Auflösung im Wesentlichen durch die Detektorgröße bestimmt. Diese legt die intrinsische Auflösung der Detektoren fest (bei relativ großen Detektoren ist die Auflösung ca. 50% des Detektordurchmessers). Hinzu kommen Begrenzungen durch die Natur des Positronenzerfalls selbst. Die Reichweite der Positronen im Gewebe vor der Vernichtung und die Abweichung des Emissionswinkels der resultierenden Strahlung von 180° (dies erfolgt, wenn das Positron oder das Elektron bei der Annihilation nicht vollständig in Ruhe ist und noch einen Restimpuls bzw. kinetische Energie besitzt) führen bei einem Tomographen mit einem Detektorringdurchmesser von einem Meter zu einer Grenzauflösung von etwa 4 mm [Levin und Hoffman, 1999].

Die Bildqualität der erstellten Aufnahme ist von der Objektgeometrie, den Leistungsparametern des Systems sowie den Aufnahmeparametern und bei tomographischen Daten zusätzlich von den Rekonstruktionsparametern abhängig [Geworski, 1991]. Jede Größe kann dazu beitragen, dass die Information im Bild richtig wiedergegeben oder verfälscht wird. Die angewandten Korrekturen für die Totzeit, die Absorption, die Streustrahlung, die [Seite 16↓]Recovery sowie die zufälligen Koinzidenzen (bei PET) beeinflussen die Bildqualität. Daneben ist auch die Kenntnis der Systemparameter wie Homogenität, Linearität, Ausbeute, Energie- und Ortsauflösung für den Einsatz des Gerätes unumgänglich.

Unter der Berücksichtigung des Strahlenschutzes [Geworski und Munz, 2002] erfordert die quantitative Datenauswertung einen funktionsfähigen und kalibrierten Tomographen [Bailey, 1998; Geworski und Nicoletti, 2000; Geworski, 2001; Geworski et al., 2002].

4.1 Korrekturen

Die quantitative Bestimmung der Aktivitätskonzentration In-vivo war seit jeher Zielsetzung der Emissionstomographie. Ein linearer und stationärer Zusammenhang zwischen dem regionalen Signal im Bild und der korrespondierenden Aktivitätskonzentration im Objekt ist dabei von wesentlicher Bedeutung. Unglücklicherweise wird die Linearität durch Absorption, Streustrahlung, zufällige Koinzidenzen, Zählverluste und unter Umständen eine positionsabhängige örtliche Auflösung gestört, wobei der letzte Punkt für adäquat ausgelegte PET-Ringsysteme von untergeordneter Bedeutung ist [Bergström et al., 1980; Knoop et al., 2002]. Um die Linearität herzustellen, sind die im Folgenden beschriebenen Korrekturen durchzuführen.

4.1.1 Totzeitkorrektur

Jeder Detektor benötigt eine endliche Zeit, um ein absorbiertes γ-Quant unverfälscht in einen elektrischen Impuls umzuwandeln. Während dieser Zeit (Totzeit) kann der Detektor keine weiteren Quanten nachweisen. Durch die begrenzte Verarbeitungsgeschwindigkeit der Detektoren treten deshalb bei hohen Aktivitäten Zählverluste auf. Abweichungen von der linearen Beziehung zwischen gemessener und wahrer Impulsrate werden durch die Zählratencharakteristik beschrieben. Die Leistung eines Detektors ist daher durch sein zeitliches Auflösungsvermögen bestimmt. Die wahre Impulsrate ist direkt proportional der Aktivität, die man erhalten würde, wenn keine Zählverluste auftreten, d.h. wenn keine Totzeit vorhanden wäre [Casey, 1992; IEC 61675-1, 1998]. Bei niedrigen Impulsraten sind die Zählverluste vernachlässigbar. Mit ansteigender Impulsrate werden die prozentualen Zählverluste immer größer (Abb. 11).

Die gemessene Zählrate ist von den Eigenschaften des streuenden Mediums abhängig. Demnach hängen Totzeitverluste auch von der Objektgeometrie ab. Eine Totzeitkorrektur muss unter unterschiedlichen patientenbezogenen Streubedingungen (z.B. Thorax- oder [Seite 17↓]Abdomenbereich) zuverlässig arbeiten [Knoop et al., 1989]. Besonders bei dynamischen Akquisitionen mit Bolusinjektion ist die Kenntnis der Zählratencharakteristik des Systems wichtig, um die Linearität zwischen der gemessenen Impulsrate und der injizierten Aktivitätsmenge zu gewährleisten.

Abbildung 11: Gemessene versus wahre Impulsratencharakteristik einer Gammakamera (Prinzip). NEMA-Protokoll: Punktquelle ohne Streumedium; IEC-Protokoll: Flächenquelle mit Streumedium.

Anzumerken bleibt, dass bei der Koinzidenzmessung aufgrund der einleitend dargestellten quadratischen Abhängigkeit das Maximum der Einzelzählrate etwa bei der doppelten Aktivität des Maximums der koinzidenten Zählrate liegt, d.h. dass im Koinzidenzbetrieb nennenswerte Zählverluste bereits bei signifikant niedrigeren Aktivitäten auftreten.

Selbst bei einer korrekt arbeitenden Zählverlustkorrektur bleibt das Problem der durch Zählverluste reduzierten statistischen Datenqualität [Knoop et al., 1988]. Durch Simulation und Messungen wurde festgestellt, daß sich für einen einzelnen, nicht-koinzidenten Detektor durch nennenswerte Zählverluste die Impulsintervall-Verteilung ändert und eine Verbesserung der Zählstatistik gegenüber der Poisson-Prediktion ergibt. Diese Verbesserung ist jedoch im Koinzidenzbetrieb stark vom Verhältnis der Einzeldetektorrate zur Koinzidenzrate abhängig und verschwindet praktisch für die üblichen Werte dieses Verhältnisses (wenige Prozent).

4.1.2 Korrektur zufälliger Koinzidenzen

Wenn zwei γ -Quanten, die von zwei unabhängigen Positronenzerfällen stammen, zu einer Koinzidenz führen, spricht man von einer zufälligen Koinzidenz. Zufällige Koinzidenzen, auch randoms genannt, verfälschen das Messergebnis und müssen korrigiert werden. Die Rate der zufälligen Koinzidenzen kann theoretisch für jede Detektorkombination aus den Einzelzählraten (Zählrate nach Passieren eines Energiefensters ohne Koinzidenzabfrage) berechnet werden. In einem Zeitintervall 2τ ist die Zählrate der zufälligen Koinzidenzen
NzK = 2τ Ni Nj (Ni und Nj sind Einzelzählraten). Diese Zählrate steigt quadratisch mit der [Seite 18↓]Aktivität an und ist ebenfalls proportional zur Breite des Koinzidenzfensters. Die zufälligen Koinzidenzen verursachen eine mehr oder weniger homogene Untergrundrate im Tomogramm. In der Praxis werden die zufälligen Koinzidenzen in einem zusätzlichen Messkanal direkt gemessen. Dabei wird in einem Zweig der Koinzidenzschaltung eine Zeitverzögerung Δt, 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.

Diese Korrektur ist PET-spezifisch und kommt bei der SPECT nicht vor.

4.1.3 Absorptionskorrektur

Bei der Wechselwirkung von Quantenstrahlung mit Materie kommt es zur Schwächung der Photonenstrahlung durch Absorption und Streuung. Während in der Transmissionstomographie (Röntgen-CT) die örtliche Verteilung der Absorptionskoeffizienten die interessierende Bildinformation liefert, stellt die Photonenabsorption im Gewebe bei der Emissionstomographie eine Störung der Messwerte dar, da sie den vorausgesetzten linearen Zusammenhang zwischen der Aktivitätsverteilung im Objekt und den gemessenen Projektionen verfälscht. Wird diese Veränderung der Messdaten nicht berücksichtigt, ergeben sich starke Bildverfälschungen. So werden z.B. 82% der Photonen einer Tc-99m-Quelle in der Mitte des Hirns absorbiert, verglichen mit 16% für die gleiche Quelle in nur 1 cm Abstand von der Schädeloberfläche [Budinger at al., 1979]. Die Zahl registrierter Impulse bei Hirn-PET-Untersuchungen reduziert sich durch die Absorption bis zum 20fachen im Vergleich zur Situation ohne Absorber. Nur mit Hilfe einer Korrektur ist es möglich, die durch die Absorption der Strahlung im Objekt hervorgerufenen Fehler im rekonstruierten Bild aufzuheben. Da diese Absorptionskorrektur Korrekturfaktoren im Bereich von 5 bis 20 erfordert, ist die Quantifizierbarkeit entscheidend von der Genauigkeit dieser Korrektur abhängig. Dies gilt insbesondere dann, wenn die Absorbergeometrie komplex und die örtliche Verteilung der Absorptionskoeffizienten nicht homogen ist, z.B. im Bereich des Thorax.

Es gibt zwei Korrekturmöglichkeiten:

  1. Anwendung einer berechneten Schwächungskorrektur;
  2. Korrektur auf der Basis gemessener Schwächungskoeffizienten aus einer Transmissionsmessung mit Hilfe einer externen Quelle.


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Bei der rechnerischen Korrektur wird meistens ein homogener Schwächungskoeffizient angenommen; die Schwächungslänge wird aus der nicht korrigierten Emissionsaufnahme ermittelt. Die rechnerischen Methoden stellen eine Näherung der wirklichen Verhältnisse dar und können nicht bei Körperregionen mit stark inhomogener Dichte angewendet werden. Bei der PET ist die Absorption der koinzidenten Vernichtungsstrahlung von der Position der Quelle entlang der Koinzidenzlinie unabhängig (Abb. 12a), was eine einfache Absorptionskorrektur auf der Basis von gemessenen Transmissionsdaten erlaubt. Bei der SPECT ist diese Unabhängigkeit nicht gegeben (Abb. 12b), daher muss die Absorptionskorrektur im Rahmen eines iterativen Rekonstruktionsverfahrens vorgenommen werden.

Abbildung 12: Absorption bei der PET (a) und SPECT (b). Bei der PET ist die Absorption unabhängig von der Quellenposition (Punktquellen A, B, C). Die Absorptionslängen beider Photonen (a1+a2 oder b1+b2) werden in Betracht gezogen, so dass die Absorption als eine Funktion der gesamten Absorptionslänge d und des Schwächungskoeffizienten μ beschrieben wird. Die Absorption bei der SPECT ist abhängig von der Quellenposition (Punktquellen A, B, C; Absorptionslängen der Photonen a, b, d).

Für die Korrektur auf der Basis der gemessenen Schwächungskoeffizienten wird eine Transmissionsmessung mittels einer externen Strahlenquelle angefertigt. Hierbei rotiert die Transmissionsquelle um das zwischen den Detektoren befindliche Objekt. Mit der zusätzlichen Transmissionsmessung sind ein zusätzlicher zeitlicher Aufwand und eine Erhöhung der Strahlenexposition für den Patienten verbunden. Weiterhin erhöht die gemessene Schwächungskorrektur den Rauschanteil in den rekonstruierten Schichten. Dies gilt insbesondere für PET-Geräte mit hoher Auflösung und dementsprechend vielen Detektoren, liefert aber die genaueste Korrektur.

So ergibt sich bei einem typischen Transmissionsscan ein Korrekturwert, der im Mittel auf 16 gemessenen Impulsen basiert (für ein den Schädel approximierendes Zylinderphantom). Im Bereich des Abdomens wird die Situation noch schlechter. Wendet man diese Korrektur auf [Seite 20↓]einen statistisch guten Emissionsscan an, so resultiert ein unleserliches Bild, da die Standardabweichung des Rauschens über 200% erreicht. Das Rauschen ist in diesem Fall im Wesentlichen auf den Transmissionsscan zurückzuführen. Da eine signifikante Verlängerung der Messzeit ausscheidet, müssen die Transmissionsdaten geglättet werden, oder aber eine auf der Annahme eines konstanten μ beruhende analytische Korrektur angewandt werden. Zur Beurteilung beider Alternativen wurden Messungen mit einem zylindrischen Phantom durchgeführt [Knoop et al., 1991], welches zum einen luftgefüllte Kugeln von 10 mm bis 40 mm Durchmesser enthielt, zum anderen inaktive Stäbe (20 mm oder 50 mm Durchmesser), welche mit Luft, Wasser sowie lungen- bzw. knochenäquivalentem Material gefüllt waren. Die standardmäßig vorhandene Software sieht für die Transmissionsdaten ein glättendes Filter mit einer gaußförmigen Punktbildfunktion von 11 mm FWHM vor. Dieses Filter reduziert die Rauschamplitude um den Faktor 5. Durch eine einmalige Glättung verschlechtert sich die Auflösung der Transmissionsmessung von 6 mm auf 12,5 mm, während die Auflösung der Emissionsdaten unverändert bleibt. Dieser "mismatch" verfälscht bei inhomogenem μ die Absorptionskorrektur an den Grenzflächen zwischen den unterschiedlichen Absorptionskoeffizienten, so dass sich in Bereichen mit kleinerem μ als in der Umgebung ein artifizieller Anstieg der abgebildeten Aktivitätskonzentration ergibt. Diese Verfälschung ist abhängig von der Größe der Läsion und ist am Beispiel der luftgefüllten Kugeln in Form einer durchmesserabhängigen Kontrastverschlechterung. Ist dagegen im Bereich der Läsion der Absorptionskoeffizient höher als in der Umgebung, tritt eine Verringerung der abgebildeten Aktivitätskonzentration auf.

Verwendet man zur Vermeidung der Rauschprobleme eine analytische Absorptionskorrektur, werden die inaktiven Kugeln heiß abgebildet oder verschmelzen mit dem aktiven Background. Diese schwerwiegende Verfälschung der abgebildeten Aktivitätskonzentration steigt mit zunehmendem Läsionsdurchmesser. Generell ist der Fehler in der abgebildeten Aktivitätskonzentration umso größer, je größer der Fehler im Absorptionskoeffizienten und je größer die betreffende Region im Verhältnis zum Phantomdurchmesser ist. Diese theoretisch ableitbare Aussage konnte auch durch Messungen mit stabförmigen Absorbern mit unterschiedlichem μ und Durchmesser verifiziert werden. Die entstehenden systematischen Fehler sind sehr viel größer als die durch die Datenglättung bei der messtechnischen Korrektur auftretenden Fehler, so dass die analytische Korrektur nur bei konstantem Absorptionskoeffizienten anwendbar ist.

Wird die Schwächungskorrektur anhand von CT-Daten durchgeführt, so hat dies neben dem Vorteil des vernachlässigbaren Rauschanteils auch den Vorteil, gleichzeitig eine Bildfusion [Seite 21↓]der funktionellen (PET-Aufnahmen) und der anatomischen (CT-Aufnahmen) Information zu ermöglichen.

4.1.4 Streustrahlungskorrektur

Da die Streuung von der Photonenenergie und von der Ordnungszahl des Absorbers abhängt, tritt bei den in der nuklearmedizinischen Diagnostik verwendeten Radionukliden von den möglichen Streuprozessen fast ausschließlich die Compton-Streuung auf. Bei der SPECT spricht man von einem gestreuten Photon, wenn dieses seine Richtung ändert und dadurch falsch geortet wird (Abb. 13). Streukoinzidenzen bei der PET treten auf, wenn eines oder beide beteiligten Photonen auf ihrem Weg durch den Körper durch den Compton-Effekt gestreut werden. Obwohl die gestreute Koinzidenz eine echte Koinzidenz ist (beide Photonen stammen von derselben Annihilation), führt sie doch stets zu einer Fehlortung und damit zu einer Bildverfälschung (Abb. 14).

Der zu korrigierende Compton-Streuanteil hängt unter anderem von der Objektform und der Dichteverteilung des Absorbers, der örtlichen Verteilung der Aktivität, der Breite des Energiefensters und dem Design des Systems ab. Der Streustrahlungsanteil bei der PET liegt, je nach Untersuchungsbedingungen, bei ca. 12-15% im 2D- und bei über 40% im 3D-Modus, bei der SPECT liegt er zwischen 40 und 60%.

Abbildung 13: Ungestreute und gestreute Photonen, gemessen an einer Gammakamera. Die gestreuten Photonen führen zu Fehlortungen.

Die Streustrahlungskorrektur gehört zu den schwierigsten Fragestellungen in der Emissionstomographie, da die Streustrahlungsverteilung in komplexer Weise von der örtlichen Verteilung sowohl des Emitters als auch des Absorbers abhängt. Um die Untersuchungsergebnisse quantitativ auswerten zu können, muss jedoch eine Streustrahlungskorrektur durchgeführt werden. Dazu werden mathematische und meßtechnische, approximative Lösungen angeboten.


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Abbildung 14: Ungestreute und gestreute Koinzidenzlinien in einem Vollring-PET. Die gestreuten Koinzidenzlinien führen zu Fehlortungen.

Da die meisten Korrekturmethoden sehr aufwendig und nur für bestimmte Messbedingungen optimal sind, sollte versucht werden, gleich bei der Akquisition den Streustrahlungsanteil zu reduzieren. Da die Streuung von der Einstellung des Energiefensters abhängig ist, wurde der Streustrahlungsanteil (PET) für drei verschiedene Energieeinstellungen untersucht [Geworski et al., 1993], wobei der obere Schwellenwert von 850 keV konstant gehalten und der andere auf 250, 350 und 450 keV gesetzt wurde. Im 2D-Modus ergaben die Messungen am Zylinderphantom (20 cm Durchmesser) eine Reduzierung des Streustrahlungsanteils von 16% bei 250 keV auf 13% bei 350 keV bzw. 8% bei 450 keV. Die Anhebung der unteren Energieschwelle von 250 keV auf 350 keV führt zu einer Verminderung der Ausbeute um 10%. Die Änderung des Energiefensters auf 450–850 keV ergibt eine 40%ige Reduzierung der Impulszahl. Diese Werte gelten für klinisch bezogene Aktivitätskonzentrationen.

Die vom Gerätehersteller angebotene Streustrahlungskorrektur, die auf dem Prinzip der Dekonvolution basiert, wurde auf diese Datensätze angewandt. Die Streustrahlung wurde dadurch bei der 250 keV-Energieeinstellung um den Faktor 2 und bei der 350 keV-Einstellung um den Faktor 3 reduziert. Für das 450-850 keV-Energiefenster liegt der Streustrahlungsanteil nach Korrektur unter 1%.

Die Streustrahlung ist sehr stark von der Objektgeometrie abhängig. Auch die Aktivitätsverteilung im Objekt hat Einfluss auf den Streustrahlungsanteil. Die Wiederholung der Messung mit einem körperähnlichen Phantom, welches das oben beschriebene Zylinderphantom enthält, zeigt eine Veränderung der Streustrahlungsanteile und der gemessenen Impulszahlen, so dass die hier aufgeführte Werte nur für die benutzte Messgeometrie gelten; sie können aber als Richtwerte für ähnliche Objektgeometrien bzw. Aktivitätsverteilungen dienen. Für die Routineanwendung scheint eine Anhebung der unteren Schwelle des Energiediskriminators auf 350 keV mit einem Ausbeuteverlust von nur 10% [Seite 23↓]gegenüber dem 250-850-keV-Fenster mit dem Ergebnis einer relativen Streustrahlungsverminderung um 20% akzeptabel.

4.1.5 Recovery-Korrektur

Zwischen abgebildeter und tatsächlicher Aktivitätskonzentration besteht ein Zusammenhang, der von der geometrischen Beziehung zwischen Form und Größe des Objektes einerseits und der räumlichen Auflösung des abbildenden Systems andererseits charakterisiert wird. Dieser Zusammenhang wird durch den Recovery-Koeffizienten (RC) beschrieben [Hoffman et al., 1979; Kessler et al., 1984; Geworski et al., 2000].

Verhält sich das System nach Durchführung aller Korrekturen linear, so gilt für HSRC (hot spot recovery coefficient), ”heiße” Läsionen in ”kalter” Umgebung, und CSRC (cold spot recovery coefficient), ”kalte” Läsionen in ”heißer” Umgebung, folgender Zusammenhang:

 

HSRC = 1- CSRC

[1]

Dabei wird vorausgesetzt, dass folgende Annahmen erfüllt sind: bekannte Läsionsgröße, bekannte und stationäre räumliche Auflösung, Korrektur der Schwächung (Absorption und Streuung) und Homogenitätskorrektur.

Untersucht wurde ein Zylinderphantom (20 cm Durchmesser, 20 cm Länge) nach IEC 61675-1, welches sechs Kugeln von 10 mm bis 40 mm Durchmesser enthielt, sowohl im 2D- als auch im 3D-Aufnahmemodus. Gefüllt entweder als Hot-spot- oder Cold-spot-Phantom repräsentiert dieser Testkörper unterschiedliche Emitter- und damit Streustrahlungsverteilungen und, je nach Akquisitionsmodus, unterschiedliche Streustrahlungsanteile. Für beide Akquisitionsmodi wurden jeweils unter Verwendung von F-18 eine Hot-spot- und eine Cold-spot-Messung hoher statistischer Güte durchgeführt. Die Bildrekonstruktion erfolgte mit bestmöglicher Auflösung unter Verwendung der Standardsoftware, d.h. für 2D Daten eine gefilterte Rückprojektion (FBP) bzw. für 3D Daten ein Reprojection-Algorithmus mit nachfolgender 3D-FBP (PROMIS), jeweils unter Verwendung eines Rampenfilters mit cut-off an der Nyquistfrequenz der Projektionsdaten, und unter Verwendung aller standardmäßig vorgesehenen Korrekturmethoden. Speziell für die Streustrahlungskorrektur bedeutet das eine Dekonvolutionsmethode im 2D-Fall (Bergström et al., 1980), während zur Korrektur der 3D-Daten eine aufwendigere Modellierung der Streustrahlungsverteilung verwendet wurde (Watson et al., 1996). Für alle Messungen wurden anhand von Region of interest (ROIs) von der Größe des Auflösungselements die entsprechenden Recovery-Koeffizienten bestimmt.


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Läsionen, die in ihrer Größe kleiner sind als das 4fache der räumlichen Auflösung, werden im rekonstruierten PET-Bild mit verminderter Aktivitätskonzentration dargestellt (Abb. 15). Durch Division des aus dem Bild entnommenen Wertes durch den zugehörigen Recovery-Koeffizienten RC wird die tatsächliche Aktivitätskonzentration errechnet (Abb. 16). Für Läsionen mit RC < 1 muss für eine quantitative Auswertung eine “Recovery-Korrektur“ durchgeführt werden. Dabei ist selbst für ein PET-Gerät mit weitgehend ortsinvarianter Auflösung, niedrigem Streustrahlungsanteil, exakter Absorptionskorrektur, hoher Empfindlichkeit und feinem Sampling eine messtechnisch ermittelte Recovery-Kurve nur bis herab zu Objektdurchmessern gleich dem 1,5fachen der räumlichen Auflösung anwendbar, da unterhalb dieses Grenzwertes die Korrekturfaktoren zu große Fehler aufweisen (Unsicherheit bei der Größenbestimmung der Läsion, absolute Größe der Korrekturfaktoren).

Abbildung 15: Rekonstruierte Schicht eines Zylinderphantoms mit sechs "heißen" Kugeln gleicher Aktivitätskonzentration. Rechts im Bild sind die Aktivitätsprofile zweier Kugeln aus den entsprechenden Schichten zu sehen.

Abbildung 16: Recovery als Funktion von Läsionsgröße und Auflösung für „heiße“ Läsionen.


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Wie im Folgenden gezeigt, kann durch PET-Messungen mit den dargestellten Phantomgeometrien (heiße bzw. kalte Kugeln) sowohl im 2D- als auch im 3D-Modus mit den entsprechenden Variationen in Streustrahlungsverteilung und –anteil die Gültigkeit der oben angegebenen Verknüpfungsgleichung [1] und damit die objektunabhängige Validität der am getesteten Gerät implementierten Korrekturen nachgewiesen werden.

Im Umkehrschluss können Recovery-Koeffizienten, gemessen für unterschiedliche Absorber- und Emittergeometrien, als „über Alles“-Test der Systemlinearität verwendet werden [Knoop et al., 2001; Knoop et al., 2002].

Ausgehend von den Cold-spot-Messungen wurden anhand von Gleichung [1] aus den CSRC virtuelle Hot-spot-Recovery-Koeffizienten berechnet und mit den direkt bestimmten HSRC verglichen. Dieser Vergleich wurde sowohl für die 2D- als auch für die 3D-Datensätze durchgeführt, und so die Gültigkeit von Gleichung [1] und damit die Systemlinearität getestet. Um zu prüfen, inwieweit die ermittelten Resultate sich auch auf andere PET-Radionuklide mit unterschiedlicher Positronenenergie und damit leicht veränderter örtlicher Auflösung übertragen lassen, wurden die 3D-Messungen für Ga-68 wiederholt. Mit einer Positronenenergie von 1 899 keV (zum Vergleich F-18: 633 keV) wird damit praktisch die gesamte Einsatzbreite von Positronenstrahlern erfasst.

Der Vergleich der direkt bestimmten HSRC mit den nach Gleichung [1] berechneten virtuellen HSRC ergab für alle mit F-18 durchgeführten Messungen (2D und 3D) eine exzellente Übereinstimmung, wie in Abb. 17 rechts für 2D-Daten gezeigt; und sie demonstriert speziell die effektive Korrektur der Streustrahlung. Die Übereinstimung von 2D- und 3D-Daten zeigt Abb. 17 links. Damit konnte für das untersuchte Gerät und die verwendete Standardsoftware die Gültigkeit von Gleichung [1] und somit die Systemlinearität verifiziert werden. Das Resultat sind Recovery-Koeffizienten, welche unabhängig vom untersuchten Objekt sind. Auch der Vergleich der Ga-68-Messung mit der entsprechenden F-18-Messung zeigt eine sehr gute Übereinstimmung (Abweichungen etwa 2,5 % bis herab zu 17 mm Kugeldurchmesser, etwa 9 % für die 10 mm Kugel).

Zusammenfassend erlaubt die vorgeschlagene Methode des Vergleichs von für unterschiedliche Objektgeometrien ermittelten Recovery-Koeffienten einen effektiven Test der Systemlinearität unter Einschluß aller verwendeten Korrekturen und gestattet direkte Rückschlüsse auf die objektunabhängige Quantifizierbarkeit kleiner Läsionen.

Wie ebenfalls gezeigt wurde, ist durch die nicht ausreichend genaue Korrektur für Absorption und Streuung eine objektunabhängige RC-Korrektur bei der SPECT derzeit nicht möglich.


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Abb.17: Recovery für „heiße“ Läsionen (d=Läsionsdurchmesser, FWHM=Auflösung):
links: gemessen versus aus den „kalten“ Läsionen errechnet (2D-Daten);
rechts: 2D-Daten versus 3D-Daten

4.2 Absolute Kalibrierung und Kreuzkalibrierung

Unter Kalibrierung des Tomographen versteht man die Ermittlung des Zusammenhangs zwischen registrierter Zählrate pro Volumeneinheit und der tatsächlichen Aktivitätskonzentration in einem Objekt. Dieser Umrechnungsfaktor ist unabhängig von den jeweiligen Akquisitions- und Rekonstruktionsparametern (jedoch abhängig von der Validität der angewandten Korrekturen) und sollte speziell unabhängig vom untersuchten Objekt sein. Bei der SPECT ist aufgrund der physikalischen Eigenschaften eine Durchführung der notwendigen Korrekturen nur bedingt oder gar nicht möglich. Daher ist die Kalibrierung der SPECT-Systeme ausgeschlossen. Darüber hinaus ist die Kreuzkalibrierung des Tomographen mit seinen peripheren Geräten (Aktivimeter) und, bei der Bestimmung der Aktivitätskonzentration im Blut (für die weitergehende Analyse zur Gewinnung physiologischer Kenngrößen anhand der Messung der arteriellen Input-Funktion mit Hilfe von Blutproben), zusätzlich mit Probenwechsler bzw. Bohrlochdetektor notwendig. Diese generelle Voraussetzung quantitativer Arbeit gewinnt noch mehr an Bedeutung, wenn von unterschiedlichen Institutionen und an unterschiedlichen Tomographen gemessene Patientendaten verglichen werden sollen, typischerweise im Rahmen von multizentrischen Studien.

Für verschiedene PET-Geräte ist das Grundprinzip der Kalibrierung gleich, die Durchführung einzelner Kalibrierungsschritte kann sich je nach Hersteller in einzelnen Punkten unterscheiden. Im Idealfall wird ein Phantom mit einer homogenen und bekannten Aktivitätskonzentration gemessen, wobei die Aktivität vorzugsweise im vor Ort verwendeten Aktivimeter bestimmt wird und das Phantomvolumen genau bekannt ist. Für die Kreuzkalibrierung des Bohrlochzählers wird ein Aliquot des Meßphantoms verwendet. In der [Seite 27↓]Praxis wird hingegen in den meisten Fällen ein industriell gefertigtes Kalibrierphantom benutzt, welches eine zertifizierte Aktivität eines langlebigen Positronenemitters (normalerweise Ge-68/Ga-68) in einer ausgehärteten Kunststoffmatrix enthält. Damit entfällt jede Möglichkeit einer Probenentnahme zur Kreuzkalibrierung des Aktivimeters, da die üblicherweise mitgelieferte Probe für einen Bohrlochdetektor gedacht ist, im Aktivimeter hingegen im Bereich der Anzeigegenauigkeit liegt. Wegen der Schrumpfung beim Aushärtungsprozess ist das Matrixvolumen und somit die Aktivitätskonzentration normalerweise nicht zertifiziert. In diesem Falle wird einmalig eine sogenannte 'Kreuzkalibrierung' des Matrixvolumens gegen die Messung eines weiteren zylindrischen Phantoms mit bekanntem Volumen empfohlen, welches homogen mit einer wässrigen Lösung eines kurzlebigen Positronenemitters (z.B. F-18) bekannter Aktivität gefüllt ist (beide Angaben nicht zertifiziert). Die Aktivität wird mit dem auch für Patientenmessungen verwendeten Aktivimeter bestimmt. Der Bohrlochzähler kann dann mit einem Aliquot dieses Phantoms kreuzkalibriert werden. Der Kalibrierungsfaktor, bestimmt aus der Messung des mit Ge-68/Ga-68 gefüllten Phantoms, wird dann mit dem aus der F-18-Messung bestimmten Faktor verglichen. Weichen die Faktoren voneinander ab, so wird die Volumenangabe des Ge-68/Ga-68-Phantoms so lange verändert, bis beide Kalibrierfaktoren gleich sind. Die 'Kreuzkalibrierung' erfolgt also durch eine bewußte Verfälschung des Volumens des Ge-68/Ga-68-Phantoms. Diese Messung ist sowohl für den 2D- als auch den 3D-Akquisitionsmodus durchzuführen.

Die Genauigkeit dieser Kalibrierungsmethode hängt direkt von der Genauigkeit des vor Ort vorhandenen Aktivimeters ab. Wird dasselbe Aktivimeter zur Bestimmung der dem Patienten applizierten Aktivität benutzt, kürzen sich jedoch etwa vorhandene kleine Ungenauigkeiten bei der Bestimmung quantitativer Werte heraus, vorausgesetzt, dass diese konstant sind und die vollständige Kreuzkalibrierung unter spezieller Berücksichtigung nuklidabhängiger Korrekturen ('branching ratio', radioaktiver Zerfall) durchgeführt wurde.

Dennoch ist diese heute allgemein verwendete Methode in ihrer Genauigkeit zusätzlich von weiteren bei der Rekonstruktion angebrachten Korrekturen der Daten abhängig, speziell der Genauigkeit von Absorptions- und Streustrahlungskorrektur. Daher ist eine Kalibrierung von SPECT-Systemen nicht möglich.

Im Rahmen einer multizentrischen Studie [Geworski et al., 2002; Geworski et al., 2003] erfolgte die Überprüfung der Kalibrierung und Kreuzkalibrierung an 23 Positronen-Emissions-Tomographen 7 verschiedener Typen: 15 ECAT EXACT, drei ECAT EXACT HR+, ein ECAT 951, ein ECAT ART (alle CPS/Siemens, Knoxville, USA), ein Advance [Seite 28↓](General Electric, Milwaukee, USA), ein QUEST und ein PENN PET (beide UGM PET Systems, Philadelphia, USA). Von diesen Geräten konnten 16 sowohl im 2D- als auch im 3D-Modus betrieben werden, während vier Tomographen reine 2D- und 3 Tomographen reine 3D-Geräte waren.

Vor Beginn der quantitativen Untersuchungen wurden für alle Geräte entsprechend den Empfehlungen der Hersteller die täglichen Resultate der Konstanzprüfung und die Güte der verwendeten Normalisierung überprüft, um eine korrekte Leistungsfähigkeit der Geräte zu gewährleisten.

Die Genauigkeit der Kalibrierung des PET-Gerätes und dessen Kreuzkalibrierung mit Aktivimeter und Probenwechsler bzw. Bohrloch wurden in allen Einrichtungen nach dem im Folgenden beschriebenen gleichen Schema getestet. Zuerst wurde die Genauigkeit des vor Ort vorhandenen Aktivimeters überprüft. Dies erfolgte durch jeweils drei Messungen von drei zertifizierten Ge-68/Ga-68-Standards unterschiedlicher Aktivität. Unter Verwendung des so getesteten Aktivimeters wurde in einem zweiten Schritt die Kalibrierung des Tomographen geprüft. Dazu wurde ein Zylinderphantom von 20 cm Durchmesser und 20 cm Länge homogen mit einer wässrigen Aktivitätslösung von F-18 gefüllt und im 2D- bzw. 3D-Aufnahmemodus gemessen. Bei Vorhandensein eines Probenwechslers bzw. Bohrlochs wurden aus dem Phantom jeweils zwei Proben entnommen, um dessen Kreuzkalibrierung mit dem Tomographen zu überprüfen. Das komplette Verfahren einschließlich der Phantomfüllung wurde aus Gründen der Reproduzierbarkeit insgesamt zweimal durchgeführt. Nach Anwendung aller erforderlichen und in der Standardsoftware implementierten Korrekturen (zufällige Koinzidenzen, Normalisierung, Zerfall, Totzeit, Absorption, Streustrahlung) erfolgte die Rekonstruktion der Daten auf einer für alle Hersteller gleichen Basis. Im 2D-Modus fand die Methode der gefilterten Rückprojektion (FBP) unter Verwendung eines Rampenfilters (cut-off-Frequenz bei der Nyquist-Frequenz der jeweiligen Projektionsdaten) Anwendung, während die 3D-Daten durch einen linearen Rückprojektionsalgorithmus komplettiert - falls verfügbar - und anschließend als 3D-FBP, ebenfalls unter Verwendung des Rampenfilters rekonstruiert wurden. Obwohl fast alle Hersteller in ihrer Kalibrierungssoftware eine berechnete Absorptionskorrektur vorsehen, wurde in dieser Studie die Absorptionskorrektur ausschließlich auf der Basis gemessener Transmissionsdaten hoher statistischer Güte durchgeführt ('kalte Transmission', Akquisitionszeit in Abhängigkeit von der aktuellen Stärke der Transmissionsquellen zwischen 30 und 60 min).


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Die Auswertung der Daten wurde stets von derselben Person unter Benutzung von Standardprotokollen durchgeführt. Nach visueller Begutachtung der Aufnahmen auf Artefakte und Nichthomogenitäten wurden ROIs von 15 cm Durchmesser in den transversalen Schnitten zentriert auf die Phantommitte eingezeichnet und die Mittelwerte der Aktivitätskonzentrationen ermittelt. Die Überprüfung der absoluten Kalibrierung des Tomographen und seiner Kreuzkalibrierung mit dem Aktivimeter erfolgte durch den Vergleich der aus den rekonstruierten Bildern ermittelten Werte mit der tatsächlichen Aktivitätskonzentration, bestimmt aus der mit dem Aktivimeter gemessenen Aktivität, und bezogen auf das Phantomvolumen. Im letzten Schritt wurde die Kreuzkalibrierung des Tomographen mit dem Probenwechsler bzw. Bohrloch durch den Vergleich der aus dem Bild ermittelten Aktivitätskonzentrationen mit den Messwerten der Proben im Probenwechsler bzw. Bohrloch überprüft.

Die Kalibrierungskette beginnt mit dem Aktivimeter, dessen Genauigkeit und Reproduzierbarkeit daher von entscheidender Bedeutung ist. Fast alle Geräte waren besser als 10%, die meisten mit etwa 5% Abweichung zum Standard sogar noch besser.

Weniger zufrieden stellend fiel der Test der Tomographenkalibrierung und dessen Kreuzkalibrierung zum Aktivimeter aus. Im ersten Anlauf erreichten nur etwa 50% der Tomographen das Ziel einer Fehlergrenze von etwa 5%. Nach Problemidentifizierung und Fehlerkorrektur konnten die meisten dieser Geräte deutlich verbessert werden, wenngleich einige trotzdem nur die 5% bis 10% Fehlerklasse erreichten. Alle untersuchten Tomographen eigneten sich für eine qualitative Beurteilung der Aufnahmen. Neun der 3D-fähigen und 10 der 2D-fähigen Geräte zeigten Abweichungen bis zu 5%, während jeweils vier Tomographen einen Fehler um 10% aufwiesen (2D und 3D). Die Abweichungen der verbleibenden Tomographen lagen zwischen 5% und 10% (Abb. 19). Für einige Tomographen konnte dieses Ergebnis nur mittels im Rahmen dieser Studie vorgenommener Fehlerbeseitigung und Rekalibrierung erreicht werden. Durch Fehler im Hardware- und Softwarebereich war an einem Tomographen keine quantitative Datenauswertung möglich. Obwohl die Mehrzahl der untersuchten Tomographen eine akzeptable Übereinstimmung zwischen wahren und gemessenen Aktivitätskonzentrationen in der durchgeführten Phantomstudie zeigte, belegen doch die erforderlichen Nachbesserungen die Notwendigkeit einer Überprüfung des Kalibrierungsstatus. Insbesondere bei quantitativ angelegten multizentrischen Studien ist eine Erkennung möglicherweise fehlkalibrierter Tomographen unumgänglich.


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Abbildung 19: Prozentualer Fehler der aus den PET-Bildern bestimmten Aktivitätskonzentration für den 2D- (a) und 3D- (b) Modus.
Referenzwert ist die aus der Aktivitätsmessung im Aktivimeter und im Phantomvolumen ermittelte Aktivitätskonzentration. Die nach Fehlerbeseitigung resultierenden Werte sind schwarz gekennzeichnet. Die Tomographen 6, 8, 9 und 23 waren nur 2D- und 15, 20 und 21 nur 3D-fähig. Die Anfangswerte für den Tomographen 14 (2D und 3D) wie auch den Tomographen 4 (3D) konnten nicht ermittelt werden. Die Daten des Tomographen 21 ließen sich nicht quantitativ auswerten.

Alle untersuchten PET-Geräte waren nach dem Ergebnis der täglichen Konstanzprüfung sowie aufgrund der Beurteilung der gemessenen Sinogramme und rekonstruierten Schnittbilder geeignet für die visuelle Datenanalyse (einfache Bildgebung). Dennoch konnten einige Tomographen in ihrem Initialzustand nicht für quantitative Studien eingesetzt werden. Diese Feststellung bekräftigt die Aussage, dass eine angemessene Qualitätskontrolle zwar [Seite 31↓]eine notwendige, nicht aber eine hinreichende Bedingung für quantitatives Arbeiten ist, da sie als solche nicht die Genauigkeit der Kalibrierung gewährleistet. Typische Verfahren der Konstanzprüfung kontrollieren nur einen eingeschränkten Bereich des Funktionszustandes und sind des Weiteren darauf ausgelegt, Abweichungen von einem Referenzzustand anzuzeigen und können daher ihre Aufgabe nur dann erfüllen, wenn dieser Referenzzustand korrekt war.

Der Vergleich der durch Bohrlochmessungen der entnommenen Proben bestimmten Aktivitätskonzentration zur entsprechenden Aktivitätskonzentration aus den tomographischen Bildern ist als direkte Verknüpfung zwischen Blut- und Gewebekonzentrationen als Basis physiologischer Modellierung der erhobenen Patientendaten anzusehen.

Abbildung 20: Prozentualer Fehler der aus den PET-Bildern bestimmten Aktivitätskonzentrationen, bezogen auf die im Probenwechsler/Bohrlochzähler gemessene Konzentrationen, jeweils für den 2D- (weiß) und 3D- (schwarz) Modus (Kreuzkalibrierung zum Probenwechsler/Bohrlochzähler). Die Werte bei nicht verfügbaren Betriebsarten bzw. nicht vorhandenem Probenwechsler/Bohrlochzähler fehlen entsprechend.

Die Mehrheit der getesteten Bohrlochdetektoren wiesen Abweichungen von weniger als 10% auf, mehr als die Hälfte war sogar besser als 5%. Einige Geräte zeigten allerdings größere Fehler der Genauigkeit, welche möglicherweise auf eine Fehlfunktion hinweisen.

Nur wenige der untersuchten Zentren führen eine physiologische Modellierung zur Erzeugung parametrischer Bilder durch und benötigen daher einen kreuzkalibrierten Bohrlochdetektor bzw. Probenwechsler zu Messung von Blutproben. Daher können die relativ großen Fehler für einige der getesteten Geräte durch fehlenden Einsatz und geringe Erfahrung erklärt werden.


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In der quantitativen Positronen-Emissions-Tomographie wird die aus dem Bild ermittelte Zählrate pro Volumenelement in Bezug gesetzt zur injizierten Dosis (standardised-uptake-values, SUV) oder aber zur Aktivitätskonzentration im arteriellen Blut (physiologische Modellierung). Daher ist eine sorgfältige Kreuzkalibrierung zwischen Tomograph und Aktivimeter und, falls Blutproben verwendet werden, zum Bohrlochzähler bzw. Probenwechsler unbedingt erforderlich. Werden multizentrische klinische Studien auf der Basis quantitativer PET-Daten durchgeführt, so ist vor Beginn der klinischen Studie eine physikalische Prüfung des Kalibrierungszustandes der benutzten Tomographen und ihrer Peripherie zwingend erforderlich, da nur so eine Vergleichbarkeit der an verschiedenen Institutionen erhobenen Patientendaten gewährleistet werden kann. Durch die einfache, aber sorgfältige Anwendung von Standard-Kalibrierungsmethoden konnte so für alle untersuchten dedizierten PET-Systeme (mit einer Ausnahme) eine Genauigkeit von mindestens 5% bis 10% erreicht werden.

4.3 Qualitätsprüfung

Eine sorgfältige Qualitätsprüfung der Geräte ist Voraussetzung zur Gewährleistung zuverlässiger Untersuchungsergebnisse [Geworski, 1999; Geworski und Nicoletti, 2000; Geworski, 2002].

Die Prüfverfahren der Qualitätskontrolle werden in die Abnahme- und die Konstanzprüfungen eingeteilt. Die Abnahmeprüfung erfolgt bei Neuinstallation des Gerätes oder im jeweils erforderlichen Umfang nach durchgeführten Reparaturen. Bei der Abnahmeprüfung werden Leistungsparameter quantitativ ermittelt und mit den Angaben des Herstellers verglichen. Ist die ordnungsgemäße, fehlerfreie Funktion des Gerätes sichergestellt, werden mit einfachen Prüfverfahren Referenzwerte bzw. -aufnahmen erstellt. Diese Verfahren werden dann in der Folge bei den Konstanzprüfungen angewandt. Die Ergebnisse der Konstanzprüfungen sind immer mit den Referenzdaten zu vergleichen. Aus diesem Vergleich wird indirekt geschlossen, ob in den Leistungsparametern Veränderungen eingetreten sind bzw. ob die Funktionsfähigkeit des Gerätes gewährleistet ist. Ist die erforderliche Qualität nicht mehr gegeben, sind die Ursachen unverzüglich zu ermitteln und zu beseitigen.

Nuklearmedizinische Messgeräte sind regelmäßig auf ihre Funktion zu kontrollieren [DIN 6855-1, DIN 6855-2, DIN 6855-4, DIN 6855-11, Richtlinie Strahlenschutz in der Medizin 2002]. Wichtig ist dabei, dass die Kontrolle der einzelnen Parameter unter reproduzierbaren Messbedingungen erfolgt. Die Messmethodik soll so festgelegt werden, dass die zu [Seite 33↓]untersuchende Größe optimal erfasst wird [Jordan et al., 1994; Geworski und Reiners, 1995; Geworski und Reiners, 1997; Geworski et al., 2003].

Sind bei der Überprüfung der einzelnen Parameter Abweichungen vom Referenzwert festgestellt worden, so sind die Ursachen zu klären und Maßnahmen zur Fehlerbeseitigung vorzunehmen. Die Ergebnisse der nach der "Richtlinie Strahlenschutz in der Medizin" geforderten Konstanzprüfungen sind aufzuzeichnen und die Aufzeichnungen 3 Jahre lang aufzubewahren.


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30.09.2004