Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung der
Position eines Positronenemitters in einem Material, insbesondere in einem
biologischen Gewebe, nach den Oberbegriffen des Anspruchs 1 und des
Anspruchs 17.
Unter einem Positronenemitter wird hierbei ein Radionuklid verstanden, dessen
radioaktiver Zerfall vereinfacht als kerninterne Umwandlung eines Protons in ein
Neutron unter Emission einer positiven Ladung (β+-Positron) abläuft. Beim
Aufeinandertreffen des Positrons mit einer negativen Ladung (β--Elektron) wandeln
sich beide in elektromagnetische Strahlung um, die auch Vernichtungsstrahlung
(zwei Photonen mit einer Energie von jeweils 511 keV) genannt wird.
Der Einsatz der Positronenemissionstomographie (PET) in der medizinischen
Diagnostik nimmt derzeit stark zu. Eine wichtige PET-Anwendung stellt die
Tumordiagnostik im Gewebe des Menschen dar. Im Vordergrund stehen hier das
Auffinden, die Lokalisation und die Ausdehnungsbestimmung des Tumors.
Die Positronenemissionstomographie arbeitet nach folgendem Prinzip. Einem
Patienten wird eine mit einem Positronenemitter markierte Trägersubstanz (Tracer)
verabreicht, beispielsweise durch Injektion einer mit 18F markierten Glukoselösung.
Die Trägersubstanz lagert sich vorzugsweise in Gewebebereichen ein, die einen
erhöhten Stoffwechsel aufweisen, also besonders in Tumoren oder deren
Absiedlungen (Metastasen). Aufgrund der Wechselwirkung der Positronen mit den
Elektronen des Gewebes zerstrahlt jedes Positron innerhalb der Reichweite der
Positronen mit einem Elektron des Gewebes. Die Reichweite der Positronen ist
abhängig von ihrer kinetischen Energie und liegt in biologischen Geweben
typischerweise im Bereich von Bruchteilen eines Millimeters bis zu wenigen
Millimetern. Bei der Zerstrahlung des Positrons mit einem Elektron des Gewebes
werden zwei Gamma-Quanten mit einer Energie von 511 keV erzeugt und im Winkel
von 180° vom Zerstrahlungsort des Positrons mit dem Elektron abgestrahlt. Die
Gamma-Quanten werden mit gegenüberliegenden Detektoren in Koinzidenz
detektiert. Die Koinzidenzabfrage wirkt praktisch wie eine "elektronische
Kollimierung" des Messstrahls. Die ringförmige Anordnung einer großen Zahl von
Detektoren erzeugt ein axiales und transaxiales Sichtfeld des Tomographen, das
letztlich in eine dreidimensionale Abbildung der Aktivitätsverteilung des gescannten
Bereiches umgerechnet wird.
Messungenauigkeiten ergeben sich hauptsächlich aus Streukoinzidenzen, zufälligen
Koinzdenzen und der Statistik der echten Koinzidenzen. Insgesamt sind quantitative
PET-Messungen mit ausreichender Genauigkeit nur bei exakter Beachtung aller
Einflussgrößen möglich und erfordern eine aufwendige Qualitätskontrolle.
Durch die Größe und den apparativen Aufwand der Positronenemittertomographen
eignet sich PET nicht zur Anwendung bei einer Operation. Für einen solchen
intraoperativen Einsatz wird eine kompakte Handsonde benötigt, die sowohl
ergänzend zur PET-Diagnistik als auch eigenständig eingesetzt werden kann.
Eine derartige Handsonde ist aus der EP 0 535 160 B1 bekannt. Diese Handsonde
weist zwei konventionelle Plastikszintillatoren auf, die jeweils über einen Lichtleiter
mit je einem Photomultiplier verbunden sind. Der erste Szintillator dient zur Detektion
sowohl von Gamma-Strahlung als auch von Positronen. Gleichzeitig wird mit dem
zweiten Detektor nur Gamma-Strahlung gemessen. Aus den in den beiden
Szintillatoren detektierten Strahlungsmengen wird eine gewichtete Differenz gebildet,
um zu unterscheiden, ob die gemessene Gamma-Strahlung in einem Gewebe nahe
der Position der beiden Szintillatoren oder in einem Gewebe fern der Position der
beiden Szintillatoren erzeugt wurde.
Bei der bekannten Handsonde ist allerdings von Nachteil, dass die Detektoren durch
den Einsatz von Plastsikzintillatoren mit Abmessungen im Bereich weniger Millimeter
nur sehr geringe Ansprechempfindlichkeiten für Gamma-Strahlung aufweisen. Daher
ist das Auffinden von Bereichen des Gewebes mit niedrigeren Aktivitäten nicht
zuverlässig gewährleistet. Der Einsatz von Lichtleitern bewirkt überdies zusätzliche
Koppel- und Dämpfungsverluste. Darüber hinaus müssen die Lichtleiter derart
abgeschirmt sein, dass außer der in den Szintillatoren angeregten Lumineszenz kein
weiteres Licht in die Photomultiplier einfallen kann, da es ansonsten zu
Rauscheffekten kommt, die eine Detektion der Gamma-Strahlung und der Positronen
unmöglich machen würden. Weiterhin wird durch der Einsatz zweier nebeneinander
liegender Detektoren die Ortsauflösung begrenzt, was bei unvermeidbaren
Änderungen des Winkels der Sonde zum Aktivitätsherd auch zu gravierenden
Fehlmessungen führen kann.
Photomultiplier weisen darüber hinaus einige prinzipielle Nachteile auf. Dazu zählen
die Hochspannung für das Dynodensystem, die Magnetfeldabhängigkeit der
Verstärkung und die mechanische Empfindlichkeit. Die genannten Nachteile
bewirken, daß mit dieser Sonde nur eine ungefähre Bestimmung von Bereichen mit
ausschließlich hohen Aktivitätsniveaus durchgeführt werden können und die
Tumorzellen deshalb nur unvollständig erkannt und beseitigt werden.
Der vorliegenden Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, eine Vorrichtung und
ein Verfahren für die intraoperative Anwendung zur Verfügung zu stellen, mit denen
die Position eines Positronenemitters in einem Material, insbesondere in einem
biologischen Gewebe, mit einem sehr kompakten Gerät zuverlässig und genau
ermittelbar ist.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des
Anspruchs 1 sowie durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 17 gelöst.
Die Vorrichtung nach Anspruch 1 weist mindestens einen Detektor zur Erzeugung
von Detektorsignalen durch die vom Positronenemitter emittierte Positronen-
Strahlung und/oder durch die bei der Wechselwirkung der Positronen mit Elektronen
des Materials entstehende Gamma-Strahlung und mindestens einen Szintillator auf,
der derart angeordnet ist, dass Lumineszenz-Photonen, die bei der Wechselwirkung
der Gamma-Strahlung mit dem Szintillator entstehen, zu mindestens einem Detektor
geleitet werden, wobei der Detektor in einem Gehäuse angeordnet ist und das
Gehäuse eine Eintrittsöffnung für die Positronen- und Gamma-Strahlung aufweist.
Erfindungsgemäß sind der Detektor und der Szintillator derart zueinander
angeordnet, dass die Gamma-Strahlung und die Positronen-Strahlung, die durch die
Eintrittsöffnung in das Gehäuse einstrahlen, zunächst auf den Detektor und
anschließend auf den Szintillator treffen.
Auf diese Weise ist es zum einen möglich, den Detektor an der Eintrittsöffnung des
Gehäuses klein auszubilden, wodurch eine hohe Ortsauflösung bei der Bestimmung
der Position des Positronenemitters erzielt wird. Zum anderen ist der Szintillator in
seinen Abmessungen nicht beschränkt, da auf der von der Eintrittsöffnung
abgewandten Seite des Detektors genügend Bauraum zur Verfügung steht und die
Größe des Szintillators keine negativen Auswirkung auf die Ortsauflösung der
Vorrichtung besitzt. Dadurch ist die Vorrichtung insbesondere an der Eintrittsöffnung
des Gehäuses klein und kompakt ausgeführt und durch einen hinreichend großen
Szintillator weist die Vorrichtung auch noch für die Gamma-Strahlung schwacher
Positronen-Emitter eine ausreichende Empfindlichkeit auf.
Es ist sowohl vorgesehen, dass die Vorrichtung einen einzigen Detektor aufweist, der
sowohl Positronen- als auch Gamma-Strahlung detektiert, als auch, dass die
Vorrichtung mindestens zwei Detektoren aufweist, wobei ein Detektor Gamma-
Strahlung detektiert und ein anderer Detektor Positronen-Strahlung detektiert.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist mindestens ein Detektor mit einem
Szintillator verbunden oder durch einen Spalt getrennt an einem Szintillator
angeordnet. Dies hat den Vorteil, dass die durch Wechselwirkung der Gamma-
Strahlung mit dem Szintillator entstandenen Lumineszenz-Photonen ohne
nennenswerte Koppelverluste zur Detektion in den Detektor geleitet werden. Dazu ist
der Szintillator auf den vom Detektor abgewanden Flächen mit geeigneten
Dünnschichten verspiegelt. Weiterhin ist es möglich, den Spalt zwischen Szintillator
und Detektor mit einem geeigneten Klebstoff oder Gel zu füllen, das die Sprünge des
Brechungsindexes zwischen Szintillator und Detektor und somit die
Reflexionsverluste minimiert.
Weiterhin ist es möglich, dass mindestens ein Detektor über einen Lichtleiter mit
einem Szintillator gekoppelt ist. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn der
Detektor und der zugeordnete Szintillator räumlich getrennt angeordnet sein müssen.
Es ist weiterhin vorteilhaft, wenn mindestens ein Detektor und mindestens ein
Szintillator hinter der Eintrittsöffnung des Gehäuses axial zueinander angeordnet
sind. Auf diese Weise lässt sich ein kleiner, kompakter Aufbau realisieren.
Die Vorrichtung weist bevorzugt eine elektronische Messvorrichtung auf, die es
ermöglicht, Detektorsignale, die durch Gamma-Strahlung erzeugt wurden, zu
diskriminieren. Auf diese Weise lassen sich Detektorsignale, die durch Gamma-
Strahlung erzeugt wurden von Detektorsignalen trennen, die durch Positronen-
Strahlung erzeugt wurden. Bevorzugt erzeugt der Detektor in Wechselwirkung mit
den durch die Gamma-Strahlung im Szintillator generierten Lumineszenz-Photonen
und/oder in Wechselwirkung mit Positronen-Strahlung Ladungsimpulse als
Detektorsignale, wobei mit der elektronischen Messvorrichtung Ladungsimpulse
diskriminierbar sind, die unterhalb oder oberhalb eines einstellbaren Schwellwertes
und/oder außerhalb eines einstellbaren Fensterbereiches liegen. Da sich die
Ladungsimpulse, die durch Positronen-Strahlung erzeugt wurden, von den
Ladungsimpulsen, die durch die Lumineszenz-Photonen und somit durch die
Gamma-Strahlung erzeugt wurden, in ihrer Impulshöhe unterscheiden lässt sich auf
diese Weise einstellen, ob die elektronische Messvorrichtung Gamma-Strahlung
zusammen mit Positronen-Strahlung oder nur Gamma- bzw. nur Positronen-
Strahlung auswertet.
In einem vorteilhaften Ausführungsbeispiel umfasst die mit dem Detektor verbundene
elektronische Messvorrichtung eine Verstärkereinrichtung, eine
Diskriminatoreinrichtung und eine Auswerteeinrichtung. Die Verstärkereinrichtung
verstärkt zunächst sämtliche Detektorsignale. Mittels der Diskriminatoreinrichtung
lässt sich beinflussen welche der verstärkten Detektorsignale an die
Auswerteeinrichtung weitergeleitet werden. An der Diskriminatoreinrichtung sind
dazu Parameter einstellbar, die die verstärkten Detektorsignale erfüllen müssen, um
an die Auswerteeinrichtung weitergeleitet zu werden.
Bevorzugt umfasst die Verstärkereinrichtung einen dem Detektor nachgeschalteten
Ladungsverstärker zur Verstärkung des vom Detektor abgegebenen Detektorsignals
und einen Filterverstärker zur Verstärkung und Formung des Signals des
Ladungsverstärkers Das vom Filterverstärker verstärkte und umgeformte elektrische
Detektorsignal, vorzugsweise ein unipolarer und gaußförmiger Impuls, wird dem
Schwellwert- und/oder Fensterdiskriminator zugeführt. Dieser steuert beispielsweise
einen Impulszähler in der Auswerteeinrichtung an und gibt so eine diskriminierte
Impulsdichte als Maß für radioaktive Anreicherung im gemessenen Gewebebereich
aus.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Verstärkereinrichtung zusammen
mit der Diskriminatoreinrichtung, dem Detektor und dem Szintillator in einem
gemeinsamen Gehäuse angeordnet. Ebenso ist es möglich, dass lediglich der
Ladungsverstärker zusammen mit dem Detektor und dem Szintillator in einem
gemeinsamen Gehäuse angeordnet sind, wobei für den Filterverstärker und die
Diskriminatoreinheit ein weiteres Gehäuse vorgesehen ist. Je weniger Bauteile das
erste Gehäuse aufweist, desto kleiner ist es und erleichtert die Handhabbarkeit bei
der Bestimmung der Position des Positronenemitters.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist vorgesehen, dass am Gehäuse ein
Kollimator angeordnet ist, der die Eintrittsöffnung derart umschließt, dass die
einfallende Positronen- und Gamma-Strahlung nur aus einem eingeschränkten
Raumwinkel ungestört vom Kollimator durch die Eintrittsöffnung in das Gehäuse
einfallen kann. Durch die Verwendung stark strahlungsabsorbierender Materialien für
den Kollimators ist sichergestellt, dass Positronen-Strahlung, die außerhalb des
erfassten Raumwinkels entsteht, vom Detektor abgeschirmt und entsprechende
Gamma-Strahlung nur entsprechend geschwächt in den Detektor gelangt. Auf diese
Weise lässt sich die räumliche Selektivität der Ortsauflösung der Vorrichtung weiter
erhöhen. Bevorzugt bildet ein derartiger Kollimator zusammen mit dem Gehäuse im
Bereich der Eintrittsöffnung eine Kegelform aus.
In einem Ausführungsbeispiel ist das erste Gehäuse der Vorrichtung als Handgerät
ausgebildet, das es beispielsweise einem Chirurgen während einer Operation
ermöglicht, die Vorrichtung auf einfache und bequeme Weise zur Ermittlung der
Position von Positronenemittern in organischem Gewebe zu benutzen.
Mindestens ein Detektor ist bevorzugt als Silizium-pin-Diode mit einer voll
verarmbaren Vertikalstruktur ausgeführt. Derartige Dioden stellen hohe Sensitivitäten
hinsichtlich der Lumineszenz-Photonen des zugeordneten Szintillators und/oder der
Positronen-Strahlung bei sehr kleinen räumlichen Ausdehnungen bereit. Dies kommt
der Ortsauflösung bei der Ermittlung der Position der Positronenemitter zu Gute. Es
existieren Silizium-pin-Dioden, die sowohl in Bezug auf die Lumineszenz-Photonen
des zugeordneten Szintillators und auf die Positronen-Strahlung geeignete
Empfindlichkeiten aufweisen, so dass die Vorrichtung mit einem einzigen Detektor
ausgeführt ist. Es ist jedoch ebenso denkbar, und liegt im Rahmen dieser Erfindung,
dass für die Detektion der Positronen-Strahlung und die Detektion der Lumineszenz-
Photonen mindestens zwei unterschiedliche jeweils hinsichtlich ihrer Empfindlichkeit
optimierte Silizium-pin-Dioden oder andere geeignete Halbleiterdioden zum Einsatz
kommen.
Als Szintillator ist vorzugsweise ein anorganischer Kristall vorgesehen. Hierbei hat
sich ein Thallium dotierter Cäsiumjodid-Kristal, in folgendem nur noch in der üblichen
Schreibweise CsI(TI)-Kristall genannt, als besonders geeignet herausgestellt.
Alternativ hierzu können auch andere Szintillatormaterialien wie beispielsweise NaJ,
BGO und CdW eingesetzt werden.
Die gesamte Vorrichtung ist vorzugsweise als Messsonde zur intraoperativen
Bestimmung der Position des Positronenemitters in menschlichem Gewebe
ausgebildet. Somit ist es möglich, während einer laufenden Operation an einem
Patienten die Position des Positronenemitters und somit eines mit dem
Positronenemitter markierten Gewebes immer wieder genau zu bestimmen.
Insbesondere ist es möglich, nach der Entfernung eines Tumors oder einer
Metastase sofort zu kontrollieren, ob wirklich sämtliches krankes Gewebe entfernt
wurde. Gegebenenfalls kann weiteres Tumor- bzw. Metastasen-Gewebe lokalisiert
und sofort danach entfernt werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist durch die Merkmale des Anspruchs 17
charakterisiert. Es wird ein Verfahren zur Bestimmung der Position eines
Positronenemitters, insbesondere in einem biologischen Gewebe, mit einer
Vorrichtung nach Anspruch 1 vorgeschlagen. Erfindungsgemäß wird die Position des
Positronenemitters zunächst in einem ersten Bereich durch eine Detektion von
Gamma-Strahlung bestimmt. Anschließend wird die gefundene erste Position des
Positronenemitters in einem zweiten Bereich innerhalb des ersten Bereiches durch
eine Detektion von Positronen-Strahlung genauer ermittelt. Bei der Ermittlung der
genaueren Position im zweiten Bereich wird die Gamma-Strahlung nicht
berücksichtigt. Da die Reichweite der Positronen-Strahlung im Gewebe abhängig von
der Energie der Positronen im Bereich von einigen Zehntelmillimetern bis zu wenigen
Millimetern liegt, ist die Bestimmung der Position des Positronenemitters im zweiten
Bereich mit einer Genauigkeit im Millimeterbereich möglich. Dieser Bereich liegt weit
unterhalb der Reichweite der Gamma-Strahlung im Gewebe, so dass es möglich ist,
markierte Gewebereiche hinreichend genau zu lokalisieren, um diese während eines
chirurgischen Eingriffs gezielt entfernen zu können. Denn je mehr Positronen bei der
Positronen-Messung detektiert werden, um so näher befindet sich die
erfindungsgemäße Vorrichtung an der Position des Positronenemitters. Mit anderen
Worten ausgedrückt, wird die genaue Position durch das Maximum der Zählrate der
detektierten Positronen ermittelt. Da sich der Positronenemitter mittels geeigneter
Trägersubstanz insbesondere in Tumoren und Metastasen des menschlichen
Gewebes ablagert, ist somit auch die Position der Tumore und Metastasen genau
bestimmbar.
Eine Vorzugsvariante des erfindungsgemäßen Verfahrens sieht vor, dass bei beiden
Messungen sowohl Gamma-Strahlung als auch Positronen detektiert werden. Durch
Pulshöhendiskrimination im zweiten Messschritt wird gewährleistet, dass hier
ausschließlich Positronen bewertet werden. Die Ermittlung der maximalen
Positronenrate gestattet nun die genaue Lokalisation des Positronenemitters.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand der in den Figuren dargestellten
Ausführungsbeispiele erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung ein als intraoperative Messsonde
ausgebildetes Ausführungsbeispiel mit einem einzigen Gehäuse;
Fig. 2 eine schematische Darstellung ein als intraoperative Messsonde
ausgebildetes Ausführungsbeispiel die zwei Gehäuse aufweist;
Fig. 3 eine schematische Teilansicht eines als intraoperative Messsonde
ausgebildeten Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
die im Bereich der Eintrittsöffnung einen Kollimator aufweist;
Fig. 4 eine schematische Teilansicht einer als intraoperative Messsonde
ausgebildeten erfindungsgemäßen Vorrichtung mit einer Detektoreinheit,
die aus zwei hintereinander liegenden Silizium-pin-Dioden besteht, wobei
nur eine Silizium-pin-Diode mit einem Szintillator gekoppelt ist.
Fig. 1 zeigt den Aufbau ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zur Bestimmung der Position eines hier nicht dargestellten
Positronenemitters in einem Material, insbesondere einem biologischen Gewebe, das
mit dem Positronenemitter markiert wurde. Wie nachfolgend erläutert, ist es mittels
dieser Positionsbestimmung möglich, Tumore oder Metastasen im Körper eines
Patienten zu lokalisieren. Zur Markierung des Tumor- bzw. Metastasen-Gewebes des
Patienten wird dem Patienten eine mit dem Positronenemitter versetzte
Trägersubstanz verabreicht. Beispielsweise wird ihm eine mit dem Positronenemitter
versetzte Zuckerlösung gespritzt. Die Trägersubstanz verteilt sich im gesamten
Körper und lagert sich insbesondere in Gewebeteilen ab, die einen erhöhten
Stoffwechsel aufweisen. Somit weisen diese Gewebeteile eine erhöhte Konzentration
der Trägersubstanz bzw. des Positronenemitters auf. Durch Lokalisation dieser
erhöhten Konzentration des Positronenemitters in den Gewebeteilen ist es möglich,
die Position der Gewebeteile sehr genau festzustellen. Ein erhöhter Stoffwechsel
findet besonders in Tumoren und Metastasen statt. Demnach lassen sich Tumore
und Metastasen auf diese Weise gut lokalisieren.
Die Position des Positronenemitters im Gewebe und somit die Position des Tumors
bzw. der Metastasen an sich werden durch Detektion der vom Positronenemitter
emittierten Positronen und der beiden 511 keV Gamma-Quanten bestimmt, die bei
der Vernichtung der Positronen mit Elektronen des Gewebes entstehen. Im
folgenden werden die beiden 511 keV Gamma-Quanten als "Vernichtungsstrahlung"
bezeichnet.
Nachfolgend wird zunächst auf die erfindungsgemäße Vorrichtung eingegangen.
Daran schließt sich die Erläuterung des erfindungsgemäßen Verfahrens an.
Eine Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung weist ein Gehäuse 1
auf, in dem sämtliche Elemente der erfindungsgemäßen Vorrichtung bis auf die
Auswerteeinheit 11 angeordnet sind. An einem Ende des Gehäuses 1 ist eine
Eintrittsöffnung 13 angeordnet, durch die die Vernichtungs- und Gamma-Strahlung in
das Gehäuse 1 eintritt. Es ist vorteilhaft, wenn die Eintrittsöffnung 13 durch eine
geeignete Folie abgedeckt ist, die die Positronen- und Gamma-Strahlung nur
unwesentlich schwächt. Auf der zum Gehäuseinneren gewandten Seite der
Eintrittsöffnung ist eine Photodiode 2 angeordnet, an die ein Szintillator 3 optisch
gekoppelt ist. Der Szintillator 3 ist dazu auf der Seite der Photodiode 2 angeordnet,
die der Eintrittsöffnung 13 abgewandt ist. Die optische Kopplung zwischen Szintillator
3 und Photodiode 2 ist derart ausgebildet, dass die im Szintillator 3 durch die
Vernichtungsstrahlung erzeugte Lumineszenz-Photonen in die Photodiode 2 geleitet
werden, wodurch die Photodiode 2 ein elektrisches Signal in Abhängigkeit von der
Intensität der in die Photodiode 2 geleiteten Luminiszenz erzeugt. In dem in Fig. 1
dargestellten Ausführungsbeispiel ist der Szintillator 3 direkt mit der Photodiode 2
gekoppelt. Ein Spalt zwischen Szintillator 3 und Photodiode 2 ist zur Anpassung der
Brechungsindizes vorzugsweise mit einem geeigneten Klebstoff oder Gel ausgefüllt,
um zusätzliche Reflexionsverluste der Lumineszenz-Photonen zu vermeiden.
Alternativ kann auch ein freier Spalt oder eine Berührung vorliegen.
Die Photodiode 2 ist bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel als Silizium-pin-
Photodiode ausgebildet. Die Erfindung ist aber nicht auf eine derartige Photodiode
eingeschränkt.
Als Szintillator 3 ist ein CsI(TI)-Kristall vorgesehen, der sich als besonders
zweckmäßig herausgestellt hat. Allerdings sind für die Erfindung auch andere
anorganische Kristalle verwendbar, beispielsweise ein NaI, BGO oder CdW. Bei
einem alternativen, nicht dargestellten Ausführungsbeispiel ist ein organisches
Material als Szintillator vorgesehen.
Die Photodiode 2 ist über eine Leitung 4 an einen Ladungsverstärker 5
angeschlossen, der die relativ geringe Amplitude des elektrischen Signals der
Photodiode 2 verstärkt und über eine Leitung 6 an einen Filterverstärker 7
weiterleitet. Dieser verstärkt das elektrische Signal des Ladungsverstärkers 5 und
formt es derart um, dass ein über eine Leitung 8 nachgeschalteter Diskriminator 9
das elektrische Signal verarbeiten kann und im Zusammenwirken mit der
Auswerteeinheit 11 einen Schwellwertzähler darstellt. Ebenso ist denkbar einen
Fensterdiskriminator einzusetzen.
Alternativ zu der Anordnung in einem einzelnen Gehäuse 1 ist bei einem in der
Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung vorgesehen, die Photodiode
2, den Szintillator 3 und den Ladungsverstärker 5 einerseits in einem Gehäuse 1,
und den Filterverstärker 7 sowie den Diskriminator 9 in einem weiteren Gehäuse 12
anzuordnen. Dies ermöglicht es, dass Gehäuse 1 besonders kompakt auszubilden.
Das Gehäuse 1 der in den Fig. 1 und 2 dargestellten Vorrichtungen sind als
intraoperative Messsonde ausgebildet. Sie wird zur Bestimmung der Position des
Positronenemitters während einer Operation eines Patienten verwendet. Daher weist
die Sonde die äußere Form einer Handgerätes auf, das für den Gebrauch durch
einen Chirurgen besonders geeignet ist. Es ist jedoch ebenfalls denkbar die
Messsonde für den automatisierten Einsatz mit einer dafür vorgesehenen
Steuerungsvorrichtung vorzusehen.
Fig. 3 zeigt einen Abschnitt eines besonderen Ausführungsbeispiels der
erfindungsgemäßen Vorrichtung. Bei diesem Ausführungsbeispiel weist das
Gehäuse 1 im Bereich der Eintrittsöffnung 13 einen Strahlkollimator 1a, der
vorzugsweise aus einem Material mit einer hohen Dichte und hoher Ordnungszahl
wie z. B. Wolfram hergestellt ist, auf. Durch eine entsprechende geometrische
Ausgestaltung des Kollimators ist der Raumwinkel α, aus dem die
Vernichtungsstrahlung und die Positronen auf die Photodiode 2 treffen, begrenzt.
Dies ist in Fig. 3 durch eine konische Verjüngung des Kollimators hin zur
Eintrittsöffnung realisiert. Dadurch wird Positronen-Strahlung aus anderen
Raumwinkeln im Kollimator 1a vernichtet. Gamma-Strahlung aus anderen
Raumwinkeln erfährt beim Durchtritt durch den Kollimator 1a eine stark
Abschwächung. Auf diese Weise wird die Ortsauflösung bei der Bestimmung der
Position des Positronenemitters weiter gesteigert.
Es ist selbstverständlich, dass der weitere Aufbau dieses Ausführungsbeispiels wie in
den Fig. 1 und 2 dargestellt, sowohl mit einem einzigen Gehäuse 1 als auch mit
zwei Gehäusen 1 und 12 ausführbar ist.
Fig. 4 zeigt ein zu Fig. 3 ähnliches Ausführungsbeispiel. Gleiche Bauteile sind
daher mit gleichen Bezugszeichen versehen. Im Unterschied zu dem in Fig. 3
dargestellten Ausführungsbeispiel sind zwei Photodioden 2, 2a vorgesehen. Die
durch die Eintrittsöffnung 13 in das Gehäuse fallende Positronen- und Gamma-
Strahlung trifft zunächst auf eine erste Photodiode 2a. Diese Photodiode ist für die
Detektion von Positronen-Strahlung optimiert. Hinter der Photodiode 2a ist eine
weitere Photodiode 2 angeordnet, die mit einem Szintillator 3 optisch gekoppelt ist.
Die optische Kopplung wird durch einen zwischen Photodiode 2 und Szintillator 3
angeordneten Lichtleiter 14 realisiert. Den beiden Photodioden 2, 2a ist jeweils ein
Ladungsverstärker 5, 5a zugeordnet, die über Leitungen 4, 4a mit den Photodiode
verbunden sind. Die beiden Photodioden sind als Silizium-pin-Dioden ausgebildet
und sind jeweils für die Detektion von Positronen- bzw. Gamma-Strahlung optimiert.
Die Verwendung anderer geeigneter Halbleiterdioden ist jedoch ebenfalls möglich.
Die sich an die Ladungsverstärker 5, 5a anschließende elektronische
Signalverarbeitung ist entsprechend der in den Fig. 1 und 2 dargestellten
Detektorsignalverarbeitung vorgesehen, wobei die Detektorsignale beider
Photodioden in einer gemeinsamen Diskriminatoreinrichtung 9 verarbeitet werden.
Auf diese Weise ist eine einfachere Signaltrennung und Bewertung der durch die
Positronen- und Gamma-Strahlung erzeugten Detektor-Signale möglich.
Nachfolgend wird das erfindungsgemäße Verfahren und die Funktionsweise der
erfindungsgemäßen Vorrichtung näher erläutert. Dabei wird davon ausgegangen,
dass sich im Gewebe eines Patienten ein Tumor bzw. Metastasen gebildet hat.
Zunächst wird dem Patienten eine mit einem Positronenemitter versehene
Trägersubstanz, beispielsweise eine Glukoselösung, verabreicht, die sich in dem
Tumor und in Metastasen in hoher Konzentration ablagert. Als Positronenemitter
eignen sich insbesondere die Radionuklide 18F, 11C, 13N, 15O, und 68Ga. Diese
Radionuklide sind besonders gut in Trägersubstanzen wie die obengenannte
Zuckerlösung einbindbar und weisen zudem eine kurze Halbwertszeit auf, so dass
die Strahlenbelastung des Patienten gering gehalten wird. Als besonders geeignet
haben sich Positronenemitter mit einer Aktivität von einigen 10 bis 100
Megabecquerel erwiesen.
Mit einer der in den Fig. 1, 2 oder 3 dargestellten Messsonden wird zunächst eine
Bestimmung der ungefähren Position des sich im Tumor bzw. in den Metastasen
abgelagerten Positronenemitters vorgenommen. Hierzu wird zunächst die durch die
Eintrittsöffnung 13 einfallende Vernichtungsstrahlung detektiert. Die
Vernichtungsstrahlung tritt durch die Photodiode 2 in den Szintillator 3 ein, in dem die
Vernichtungsstrahlung Lumineszenz erzeugt, die in die Photodiode 2 weitergeleitet
wird. Diese erzeugt in Abhängigkeit der Intensität der einfallenden Lumineszens ein
elektrisches Signal, das an den Ladungsverstärker 5 weitergeleitet wird. Aufgrund
der relativ hohen Energie der Vernichtungsstrahlen von 511 keV wird in der
Photodiode 2 nur wenig Vernichtungsstrahlung absorbiert und dadurch kein
wesentlicher direkter Messeffekt durch die Vernichtungsstrahlung erzeugt.
Das Signal der Photodiode 2 wird über den Ladungsverstärker 5 und den
Filterverstärker 7 an den Diskriminator 9 weitergegeben. Dessen
Diskriminatorschwellen sind derart eingestellt, dass sowohl elektrische Signale, die
durch die Detektion der durch die Vernichtungstrahlung im Szintillator 3 verursachten
Lumineszenz erzeugt werden als auch elektrische Signale, die durch die Detektion
der in die Photodiode 2 einfallenden Positronen erzeugt werden, von der
Auswerteeinheit 11 erfassbar sind. Zur Bestimmung der Position des
Positronenemitters in einem ersten Bereich wird die Vernichtungsstrahlung
verwendet. Es ist nicht ausgeschlossen, dass die Photodiode 2 gleichzeitig
Positronen detektiert, die hinsichtlich der Detektion der Vernichtungsstrahlung einen
messbaren Untergrund erzeugen, die Bestimmung der ungefähren Position in einem
ersten Bereich wird dadurch jedoch nicht weiter beeinflusst.
Mittels der Auswerteeinheit 11 lassen sich auf diese Weise hohe Konzentrationen
des Positronenemitters ermitteln, so dass sich die Position des Tumors bzw. der
Metastasen im Körper des Patienten lokalisieren lässt. Hierzu wird das Maximum der
Zählrate der Vernichtungsstrahlung ermittelt. Dort, wo sich das Maximum befindet, ist
die Konzentration des Positronenemitters am größten. Man erhält somit eine
ungefähre Angabe über einen ersten Bereich im Körper des Patienten, in dem sich
der Tumor bzw. Metastasen befinden.
Mittels einer zweiten Messung wird nun die genaue Position des Positronenemitters
bzw. des Tumors bzw. der Metastasen in einem zweiten Bereich bestimmt, der
innerhalb des ersten Bereiches liegt. Hierzu werden mittels der Photodiode 2 die vom
Positronenemitter emittierten Positronen detektiert. Die Diskriminatorschwelle des
Diskriminators 9 wird dabei derart eingestellt, dass die Auswerteeinheit 11 nur noch
die in Photodiode 2 einfallenden Positronen zählt. Durch Bestimmung der maximalen
Positronenzählrate wird so die genaue millimetergenaue Position des Tumors bzw.
der Metastasen ermittelt.
Das für die Ausführungsbeispiele hinsichtlich der Fig. 1 und 2 erläuterte
Verfahren ist sowohl mit der Vorrichtung gemäß Fig. 3 als auch mit der Vorrichtung
gemäß Fig. 4 anwendbar. Das in Fig. 4 dargestellte Ausführungsbeispiel weist im
Unterschied zu den Ausführungsbeispielen der Fig. 1, 2 und 3 zwei separate
Photodioden 2, 2a auf, wobei die Photodiode 2a Positronen-Strahlung und die
Photodiode 2 Gamma-Strahlung detektiert.