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Die
medizinisch-diagnostische Bildgebung war bis zu Beginn der siebziger
Jahre des letzten Jahrhunderts eine Domäne der klassischen Röntgentechnik
mit ihren Projektionsbildern. Ultraschallbildgebung und auch die
Bildgebung der Nukearmedizin befanden sich noch am Anfang ihrer
Entwicklung. Die Röntgencomputertomographie
(CT) kam in den siebziger Jahren hinzu, die Magnetresonanztomographie
(MRT) in den achtzigern. CT und MRT liefern Querschnittbilder, die
unterschiedliche Eigenschaften des untersuchten Gewebes darstellen.
Die CT stellt die Eigenschaften der ortsabhängigen Röntgenstrahlungsschwächung des
untersuchten Gewebes dar, die MRT Eigenschaften, die mit dem Kernspin
der im Gewebe vorhandenen Atome, vor allem dem des Wasserstoffatoms
zusammenhängen.
Parallel zur Entwicklung der CT und der MRT hat sich auch die nuklearmedizische
Bildgebung in Richtung der Querschnittbilddarstellung weiterentwickelt.
Hier ist zum einen die als SPECT bezeichnete Bildgebung durch Messung
der Intensität
von Gammastrahlung oder von Photonen zu nennen, die von Gewebestellen
ausgeht, in denen mittels eines applizierten Radiopharmakons gezielt
diese Art von Strahlung abgebendem Material angereichert wurde (SPECT
= single photon emission computerized tomography). Das andere nuklearmedizinische
Verfahren ist PET, bei der ein Positronen emittierendes Material
in vergleichbarer Weise an Gewebestellen verbracht wird, wobei die
abgegebenen Positronen sich in unmittelbarer Nähe ihres Emissionsortes mit
einem Elektron vereinigen und so Gammastrahlung erzeugen (PET =
positron emission tomography). Auch die Bildgebung mit Ultraschall
hat wesentliche Fortschritte gemacht.
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Die
genannten nicht-nuklearmedizinischen Verfahren sprechen alle auf
unterschiedliche Gewebeeigenschaften an oder auf gleiche Gewebeeigenschaften
mit jedoch unterschiedlicher Sensitivität, Spezifität und der Art der Darstellung.
Je nach Fragestellung wird man ein bestimmtes Verfahren mit Vorzug
anwenden; auch kann für
bestimmte Fragestellungen die Anwendung mehrerer Verfahren die diagnostische
Information entscheidend erhöhen.
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Die
nuklearmedizinischen Bilder (PET, SPECT) zeigen in dem von ihnen
abgebildeten Gewebequerschnitt Intensitätsverteilungen, die je nach Rezeptur
des Radiopharmakons für
gesundes oder normal funktionierendes Gewebe wie z.B. für den Herzmuskel
aufgrund dessen Stoffwechsel stehen können oder für krankes Gewebe aufgrund dessen pathologischen
Stoffwechsels wie z.B. bei Karzinom-Metastasen in der Leber oder
im Knochen. In den nicht-nuklearmedizinischen Bildern deutlich dargestellte
Strukturen fehlen oder sind nur angedeutet, so dass ein durch eine
Intensitätsverteilung
dargestelltes stoffwechselaktives Gewebe nicht oder nur unzureichend
in die Morphologie des Körperquerschnitts
eingeordnet werden kann. Für
bestimmte Fragestellungen wäre
es aber von besonderem Vorteil, den genauen Ort einer Intensitätsverteilung
innerhalb eines Organs zu kennen, was man sich so vorstellen kann,
als würden
das nuklearmedizinische Schichtbild und das nicht-nuklearmedizinischen Schichtbild
punktgenau zur Deckung gebracht. Hier stellt sich die besondere
Aufgabe der Bildregistrierung (engl. registration, mit register
für eintragen,
einzeichnen), die die Orte gleicher Gewebe- oder Organpunkte des
in beiden Bildgebungsarten oder Bildmodalitäten dargestellten Körper- oder Gewebequerschnitts
so transformiert, dass sie in einem gemeinsamen Ortskoordinatensystem
die gleichen Ortskoordinaten haben oder eben in diesem Sinne solche
Orte im Koordinatensystem der einen Modalität in das Koordinatensystem
der anderen Modalität transformiert.
Eine solche Transformation kommt im allgemeinen nicht allein mit
einer Drehung und/oder Verschiebung aus, weil davon auszugehen ist,
dass bei den Bildaufnahmevorgängen
mit beiden Modalitäten
selbst dann, wenn bei der Patientenlagerung der Bildschnitt auf
gleicher Höhe
angelegt wird, z.B. durch Verlagerung von inneren Organen, sich
im Bild die Umrandung des Körperquerschnitts
wie auch die dargestellten Organe unterschiedlich darstellen. Insofern
ist hier die Registrierung keinesfalls ein trivialer Vorgang.
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An
den Vorgang der Registrierung schließt der Vorgang der Zusammenführung beider
Bilder an zur "integrierten
Darstellung" beider
Bildinhalte. Dieser Vorgang wird als Bildfusion (engl. fusion, für Verschmelzung)
bezeichnet. Das geschieht durch Überlagerung
der beiden (registrierten) Bilder, wobei zur besseren Unterscheidung
der unterschiedlichen Inhalte z.B. das nuklearmedizinische Bild
in Farbe angelegt und so dem schwarzweißen CT-Bild überlagert
wird. Da hier Bilder unterschiedlicher Modalitäten registriert und zusammengeführt werden,
wird von einer multimodalen Registrierung und Fusion gesprochen;
hier wäre,
weil von zwei Bildmodalitäten die
Rede ist, besser noch von bimodaler Registrierung und Fusion zu
reden.
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Dieser
Vorgang und seine grundsätzliche Bedeutung
werden in der Patentanmeldung "Registrierungshilfe
für medizinische
Bilder" vom 2. Dezember
2004 mit dem Aktenzeichen 10 32004 058 122.3 eingehend erläutert. Dort
wird auch vermerkt, dass die Fusion von CT-Bildern und PET-Bildern
heute als so wesentlich für
die Diagnostik angesehen wird und ihre korrekte Registrierung als
so schwierig, dass man den mathematischen Vorgang einer komplexen Bildtransformation
durch eine sozusagen physikalische Lösung umgeht: Man kombiniert
CT und PET in einem Gerät,
so dass bei der Verbringung des Patienten von dem einen in den anderen
Aufnahmemodus das Verschieben des Patientenlagerungstisches ausreicht;
eine Umlagerung also entfällt.
Die Aufnahmen der unterschiedlichen Arten werden in einem Untersuchungsgang,
also unmittelbar hintereinander abgearbeitet, so dass auch eine
Eigenbewegung der Organe, z.B. durch die Darmperistaltik als nicht
gegeben oder als nur gering angenommen werden kann. So ist davon
auszugehen, dass die Querschnittbilder der beiden in einem Gerät vereinigten
Modalitäten CT
und PET von praktisch identischer Topologie sind.
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Kombinierte
CT/PET-Systeme, auch als PET/CT-Systeme zu bezeichnen, sind bereits
marktgängig,
ein serienmäßig hergestelltes CT/SPECT-Gerät wurde
Mitte 2004 vorgestellt (Literatur: Medical Solutions including electromedica,
November 2004, Seite 16). Es sei hier aber festgestellt, dass die
weiterzuführenden
Betrachtungen nur auf CT/PET- oder PET/CT-Verbundgeräte abgestellt sind.
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Ein
solches PET/CT-Gerät
löst jedoch
das Registrierungsproblem nicht, wenn bei einem Patienten nach einer
Operation und/oder im Verlauf einer andersartigen Behandlung für die Kontrolluntersuchungen
primär
PET-Bilder indiziert sind, und man auf jeweils gleichzeitig zu erstellende
CT-Aufnahmen aus Gründen
der dem Patienten dafür
zu applizierenden Strahlendosis wie auch zusätzlicher Kosten verzichten
will. Eine ähnliche
Frage stellt sich, wenn ein Patient, bei dem eine Untersuchung mit
einem CT-Gerät
Anlaß zu
einer weiteren Untersuchung mit PET gibt, an eine Institution überwiesen
wird, die auch eine PET/CT-Maschine betreibt. Zudem kann man wohl
davon ausgehen, dass die noch neuen Doppelmodalitätssysteme
nicht oder nur begrenzt in radiologischen Instituten installiert
werden. Radiologie und Nuklearmedizin sind unterschiedliche Fachrichtungen,
und in der Regel haben nur nuklearmedizinische Institute eine Zulassung
für den
Umgang mit offenen radioaktiven Stoffen, wie z.B. mit Radiopharmaka.
Zudem ist die Frage nicht unberechtigt, ob und welche Kompromisse
für die
Anwendung einer der beiden Modalitäten einzugehen sind, wenn man
beide Modalitäten
in einem Gerät
vereinigt. Dabei wären Kompromisse
nicht nur technischer Natur anzusprechen, sondern auch solche der
Wirtschaftlichkeit im klinischen Betrieb. Denn von den beiden Modalitäten ist
nur jeweils eine im Einsatz und die andere kann dann nicht genutzt
werden. Wegen der deutlich längeren
Untersuchungszeiten für
PET gegenüber
der CT bedeutet das für
den CT-Teil des Gerätes
weitgehender Leerlauf. Aus der Gesamtschau erscheint es deshalb
wahrscheinlich, dass die genannten Doppelmodalitätssyssteme Geräte mit der
einen oder der anderen ihrer beiden Einzelmodalitäten nicht
grundsätzlich
ablösen
werden.
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Es
zeigt sich nun, PET/CT-Verbundsysteme trotz der angeführten Bedenken
von ihrer diagnostischen Funktionalität her sich als so vorteilhaft
für die Betreiber
erweisen, dass bei anstehenden Neubeschaffungen eines PET-Gerätes die
Entscheidung meist zugunsten eines PET/CT-Verbundgerätes getroffen
wird.
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Für den Fall,
dass sich dieser Trend fortsetzt, ist zu fragen, ob nicht die Verknüpfung der
Modalitäten
PET und CT aus technischer Sicht noch konsequenter gelöst werden
kann. Ein PET/CT-Verbundgerät
erlaubt zwar, von einem und demselben Körperquerschnitt eines Patienten
ohne dessen Umlagerung sowohl ein PET-Bild als auch ein CT-Bild aufzunehmen,
erfordert aber, dass der Patient mit seiner Liege von der einen
in die andere Aufnahmeposition verbracht wird. Dazu kommt die Frage,
ob und wieweit es notwendig ist, bei (nach getrennt erfolgter CT-Untersuchung)
vorbekanntem Befund zur Feststellung der anatomischen Struktur eines
zu untersuchenden Körperquerschnitts
ein modernes CT-System (so wie es sich im Verbundsystem befindet)
zu benutzen, wobei die bei der Untersuchung in Kauf zu nehmende
auftretende Röntgenstrahlendosis
des Patienten in bekannter Weise jeweils kritisch zu betrachten
ist. Bei Zugeständnissen,
z.B. im Sinne längerer
Aufnahmezeiten und kleineren, weil für eine Lagebeurteilung der
anatomischen Strukturen noch ausreichenden Strahlungsleistungen,
könnte
der CT-Teil des Verbundsystems und damit dieses selbst zweifelsfrei
kostengünstiger
gestaltet werden.
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So
liegt der Erfindung die Aufgabe für den Entwurf eines PET/CT-Systems
zugrunde, bei dem der Patient für
den Übergang
einer CT-Aufnahme zu einer PET-Aufnahme oder umgekehrt am gleichen Körperquerschnitt
nicht mehr verschoben werden muß.
Die technisch nahe-liegende Lösung,
den CT-Teil und den PET-Teil eines Verbundsystems nacheinander über den
ruhenden Patienten zu verbringen, würde einen sehr hohen technischen
Aufwand bedeuten und ganz sicher auch Einschränkungen der Funktionalität mit sich
bringen, z.B. längere Wartezeiten
beim Übergang
von der einen zur anderen Modalität. Eine solche Lösung wird
deshalb nicht betrachtet. Die Lösung
soll unter Beschränkung
auf oben angesprochene klinische Notwendigkeiten im Vergleich zu
PET/CT-Systemen nach heutigem Stand der Technik wirtschaftlich günstiger
sein und, soweit im Rahmen eines solchen Entwurfes möglich, bei
einer Verbesserung der Funktionalität.
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Diese
Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch
die Merkmale des Patentanspruchs 1. Weiterbildungen und Ausgestaltungen
ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Kern der Erfindung ist damit die Idee, die Detektoren eines PET-Systems
auch für die
Erfassung der Röntgenstrahlen
bei der CT-Aufnahme zu nutzen.
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Die
Erfindung ist nachfolgend anhand der 1 bis 6 näher erläutert. Es
zeigen:
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1 vereinfacht
und schematisiert das Prinzip eines PET-Gerät nach dem Stand der Technik,
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2 (2a bis
c) Seitenansichten eines PET/CT-Verbundsystems nach der Erfindung,
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3 (3a,
b) eine Ansicht des Systems gemäß 2 in
Richtung der Systemachse,
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4 (4a bis
f) die Detektoranordnung des Systems gemäß 1 bis 3 als
Ausschnitt und in vergrößerter Darstellung,
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5 das
Blockschaltbild einer Steuer- und Schaltelektronik für das System
gemäß 2 bis 4 und
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6 (6a,
b) eine Ausführung
eines Röntgenstrahlers
für das
System gemäß 2 bis 4.
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1 zeigt
schematisch in Orientierung an der Ausführungsform eines PET-Gerät nach aktuellem
Stand der Technik die kreisförmige
Anordnung von einzelnen Detektorelementen oder Einzeldetektoren 1;1, 1;2, 1;3 usw.
bis 1;(n – 1), 1;n,
kurz 1;1 bis 1;n genannt, in ihrer Gesamtheit
als Ringdetekor 2 bezeichnet. Im Mittelpunkt des Ringdetektors 2 befindet
sich die Systemachse 3, die sich in 1 als ein durch
ein Kreuz gekennzeichneter Punkt darstellt. Innerhalb des Ringdetektors 2 befindet
sich weiter der Patient 4, gelagert auf der Patientenliege 5.
Vom Patienten 4 zeigt 1 den zu
untersuchenden Körperquerschnitt 6.
Das Leitungsbündel 7 als
Ausschnitt von allen von den Einzeldetekoren 1;1 bis 1;n abgehenden
Leitungen soll auf die Verbindung der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n mit
nachgeschalteten Teilen der Detektorelektronik hinweisen.
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Im
Körperquerschnitt 6 befinden
sich die beiden fast punktförmigen
Positronenquellen 8 und 8'. Gemäß dem Prinzip der PET vereinigt
sich ein von der Positronenquelle 8 emittiertes Positron
nach kurzem Flug über
einige wenige Millimeter mit einem Elektron und setzt sich mit diesem
an der Vereinigungstelle in die sogenannte Vernichtungsstrahlung um,
die aus zwei entgegengesetzt ablaufenden Gammaquanten der Energie
von 511 keV besteht. (Der Einfachheit halber wird bei der Betrachtung
der örtliche
Unterschied zwischen Abgang des Postitrons und der Ausgangsstelle
der Vernichtungsstrahlung vernachlässigt.) Trifft eines dieser
Gammaquanten auf einen Einzeldetektor, in 1 auf den
Einzeldetektor 1;i, so trifft also das andere auf den Einzeldetektor 1;k,
der über
die Linie 9, die über
die Strahlenquelle 8 führt,
dem Detektor 1;i gegenüberliegt.
Die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n konvertieren
auf sie einfallende Gammaquenten z.B. mittels eines Natriumjodidkristalls
in Licht, das über
einen optoelektronischen Wandler in ein elektrisches Signal umgesetzt wird.
Die Detekorelektronik, also die der Gesamtheit der Einzeldetekoren
nachgeschaltete Elektronik bzw. elektronische Datenverarbeitung
stellt durch eine Koinzidenzprüfung
fest, ob die beiden von den Einzeldetektoren 1;i und 1,k empfangenen
Gammaquanten tatsächlich
gleichzeitig erzeugt wurden, wofür
der praktisch gleichzeitige Empfang spricht und erklärt das Vorhandensein
eines empfangenen Signals, dessen Ursprung auf der zwischen den
beiden Einzeldetektoren 1;i und 1;k aufgespannten
Linie 9 liegt. So messen die beiden Einzeldetektoren 1;i und 1;k sozusagen
das Linienintegral des Signals über
die Linie 9. Für
von anderen Stellen als der Quelle 8 innerhalb des Körperquerschnitts 6,
also z.B. von der Positronenequelle 8' ausgehenden Positronenstrahlung kann
es zu keinem Signal kommen, das einer auf der Linie 9 liegenden
Strahlenquelle zugeordnet werden könnte. Denn erreicht z.B. ein
solches von von der Positronenequelle 8' ausgehendes Gammaquant den Einzeldetektor 1;i,
so fällt
das gegenläufige Gammaquant
nicht auf den Detektor 1;k, und es kommt zu keinem Koinzidenzereignis,
das einer Strahlenquelle auf der Linie 9 zuzuordnen wäre.
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So
kann ein Gammaquant eines von der Strahlenquelle 8' erzeugten Quantenpaares
zwar auch den Einzeldetektor 1;i erreichen, es wird aber zusammen
mit dem anderen Gammaquant als ein Koinzidenzereignis registriert,
das über
die vom Einzeldetektor 1;i ausgehende und die Stahlenquelle 8' durchlaufende
Verbindungslinie 10 in den Einzeldetektor 1;m einfällt.
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Vorteilhafte
Konsequenz für
die PET-Bildgebung ist es, dass von einem Einzeldetektor 1;1 bis 1;1n aus
abgefragt werden kann, ob und mit welcher Strahlungsintensität auf den
zu anderen Detektoren laufenden Linien sich Positronenquellen befinden, ohne
dass es für
die unterschiedlichen Richtungen einer Strahlenkollimation bedarf.
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Effekte,
z.B. der sogenannten Comptonstreuung der betrachteten Gammaquanten,
die einerseits die gewünschte
Bildgebung unterstützen aber
auch zu unerwünschten
Signalanteilen führen können, werden
hier nicht weiter betrachtet, also auch nicht die Maßnahmen
zur Förderung
oder Unterdrückung
der durch Comptonstreuung hevorgerufenen Signalanteile.
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Zur
Nutzung dieses Detektorrings 2 auch für computertomographische Aufnahmen
wird dem in 1 dargestellten System gemäß 2a ein
Röntgenstrahler 11 mit
dem Brennfleck 12 hinzugefügt, wobei der Röntgenstrahler 11 an
einem Ring 13 so angebracht ist, dass er sich mit diesem
um die Systemachse 3 dreht. Der Ring 13 kann auch
feststehen und nur der Führung
des Röntgenstrahlers 11 dienen,
damit sich dieser um die Systemachse 3 bewegen kann. Der
Röntgenstrahler 11 ist
mit einer Strahlenblende oder einem Kollimator 14 ausgestattet,
die in 2 in seitlicher Ansicht dargestellt ist. Zum Zweck
einer computertomographischen Aufnahme wird der am oder im Ring 13 befindliche
Röntgenstrahler 11 gemäß 2b in
Richtung der Systemachse 3 so verschoben, dass eine von
ihm ausgesandte Röntgenstrahlung
in die vom Detektorring 2 aufgespannte (Mittel-) Ebene
fällt.
(Ob dabei der Röntgenstrahler 11 am
oder im Ring 13 bewegt wird oder mitsamt dem Ring 13 ist
für diese
Betrachtung nicht maßgeblich.)
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Wird
nun der Röntgenstrahler 11 eingeschaltet,
so erzeugt er mittels des Kollimators 14 den in 2c als
Spur dargestellten Röntenstrahlenfächer 15,
der den Patienten 4 gemäß 3 im
darzustellenden Querschnitt 6 und diesen überdeckend
durchdringt, woraus sich für
eine computertomographische Aufnahmen grundsätzlich geeignete Fächerstrahlanordnung
ergibt. In 2c ist zur deutlicheren Darstellung
der Spur des Röntgenstrahlenfächers 15 die durch
die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n gegebene Gliederung
des Detektorrings 2 weggelassen worden.
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Zwei
Eigenschaften dieser Strahlenfächerkonfiguration
stehen in Widerspruch zur Datengewinnung und -verarbeitung gemäß aktueller
Computertomographen; es ist die Ortsauflösung der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n wie
auch deren sich im Strahlenfächer 15 befindliche
vergleichsweise beschränkte Anzahl.
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Die
Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n haben im Vergleich
zu den Detektorelementen eines Computertomographen vergleichsweise
große
Strahleneintrittsfenster für
die aus der Vernichtungsstrahlung entstehenden Quanten und damit
eine für
computertomographische Zwecke geringe Ortsauflösung. In 4 sind
mit 4a drei Stück
von den Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n des Detektorring 2 dargestellt; oberhalb
des mittlerern Einzeldetektors findet sich dessen Ansicht vom Zentrum
des Detektorrings 2 aus gesehen, also sein Strahleneintrittsfenster 16.
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Das
der Quantenabsorption dienende Eingangsfenster 16 ist mit
einigen Millimeter Kantenlängen
auch deswegen so groß,
weil sich, wie schon oben erwähnt,
eine punktförmige
Positronenquelle grundsätzlich
unscharf darstellt. Denn ein von dieser Quelle emittiertes Positron
legt stochastisch in Länge und
Richtung wechselnd einen Weg bis zu einigen Millimetern zurück, bevor
es sich mit einem Elektron vereinigt. Und erst an diesem Vereinigungsort
entstehen die beiden entgegengesetzt laufenden Gammaquanten, die
dann von den Einzeldetektoren empfangen werden. Der Nutzen eines
kleineren Strahleneintrittfensters 16 als bei dem gegebenen
Stand der Technik bezüglich
eines Auflösungsgewinns
bleibt also begrenzt, in Gegensatz zu den Einzeldetektoren bei der
Computertomographie.
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Der
Frage der Auflösungsbegrenzung
für die Aufnahme
eines CT-Bildes bei Nutzung der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n mit
ihren relativ großen,
eben für die
PET ausgelegten Eingangsfenstern kann man dadurch begegnen, dass
man diese Fenster 16 wie in 4b dargestellt
mit einer Blende 17 aus röntgenstrahlenabsorbierendem
Material abdeckt, die in 4b als
Schlitzblende ausgebildet ist und in der Ebene des Strahlenfächers 15 die
wirksame Fenstergöße verkleinert;
die Blende 17 ist in Draufsicht vom Fokus 12 aus
gesehen dargestellt. Das könnte
so geschehen, dass z.B. für
den Übergang
vom PET-Betrieb
des Systems zum CT-Betrieb solche Blenden 17 durch eine
geeignete mechanische Vorichtung auf alle Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n geschoben
werden. Es ist aber möglich,
die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n auch grundsätzlich und
unveränderbar,
also fest, mit einer solchen Blende 17 auszurüsten, wenn
man für die
wirksamen Blendenteile ein Material wählt, das für die Gammaquanten der Energie
von 511 keV so gut wie durchlässig
ist, aber für
Röntgenquanten
mit einer Energie im wesentlichen im Bereich zwischen 60 und 100
keV hinreichend undurchlässig
ist. Kupfer ist ein Beispiel für
ein solches Material, bei dem für den
betrachteten Fall Strahlenschwächungsunterschiede
bis zu zwischen zwei und drei Größenordnungen
zu erzielen sind. Die Strahleneintrittsfenster 16 der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n können auch durch
Blenden 19 gemäß 4d eingegrenzt
werden, die auch in Richtung der Systemachse, also in beide Richtungen
wirken, und das Strahleneintrittsfenster 16 auf den Ausschnitt 20 eingrenzen.
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Natürlich würde eine
solche Verkleinerung der für
die Röntgenstrahlung
wirksamen Fensterfläche
der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n dazu führen. dass
nicht die gesamte auf den Detektorring 2 auffallende Röntgenstrahlung
der CT-Bildrekonstruktion zur Verfügung stünde. Diese Dosisverluste ließen sich
aber vertreten, da die CT-Bildgebung hier von vornherein als solche
ausgelegt werden kann, die mit niedriger Dosis auskommt. Denn es
muß sich
bei diesen Bildern eben nicht in erster Linie um solche für eine Erstdiagnose
handeln, die hohe Dosisansprüche
stellen. Außerdem
dürften
im Rahmen der PET-Untersuchung nur wenige CT-Bilder anfallen, nämlich CT-Bilder,
die als Bilder der anatomischen Struktur mit PET-Bildern verknüpft werden
(Bildfusion), wie auch CT-Bilder zur eventuellen oder gelegentlichen
Kontrolle in Hinblick auf mögliche Änderungen
der anatomischen Struktur im untersuchten Querschnitt 6 des
Patienten 4.
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Die
zweite oben angeführte
widersprüchliche Eigenschaft
könnte
dadurch gegeben sein, dass man aus dem in 3a skizzierten
Strahlenfächer 15 einen
Datensatz gewinnen wollte, den man als komplette Fächerprojektion
mit dem Strahlenzentrum im Brennfleck 11 dem Bildrekonstruktionsprozeß zuführt, vergleichbar
dem Vorgang mit den CT-Geräten mit
umlaufenden Strahler/Detektor-Systemen. Bei diesen besteht der Bildrekonstruktionsprozeß aus drei
grundsätzlichen
Schritten, nämlich
Auslesung der vom Strahlenfächer 15 erfaßten Einzeldetektoren,
Faltung (im nachrichtentechnischen Sinn) dieser so ermittelten Projektion,
Addition des Datensatzes zu bereits verarbeiteten Daten im Sinne
einer Rückprojektion.
Bei einer solchen Vorgehensweise bei dem hier diskutierten System
mit dem Detektorring 2 enthielte eine Projektion aller
Wahrscheinlichkeit nach zu wenig Stützstellen für eine brauchbare Bildrekonstruktion,
weil sich im Strahlenfächer 15 nicht
ausreichend viele der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n befinden.
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Für die während des
Aufnahmevorgangs laufende Erzeugung und laufende Verarbeitung von Fächerprojektionen
bietet sich hier das Verfahren an, solche Projektionen dadurch zu
erzeugen, dass man das Zentrum der Fächerprojektion in die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n verlegt,
und von jedem einzelnen dieser Detektoren 1;1 bis 1;n den
Weg des Röntgenbrennfleckes 11 verfolgt,
und die die Stützstellen
der Fächerprojektion
durch Abfragen der an den Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n anfallenden
Signale erzeugt. 3b zeigt einen solchen Aufbau
einer Fächerprojektion
für den
Einzeldetektor 1;k, wobei in dieser Fächerprojektion einzelne Strahlen
zur Erläuterung
des Aufbaus gekennzeichnet sind, nämlich 15;1, 15;2, 15;3 sowie 15;i und 15j.
Dieses Verfahren der Fächerprojektionserzeugung,
wie es Mitte der 70-Jahre des letzten Jahrhunderts für CT-Geräte mit (stehendem)
Detektorring für
eine Weile in Konkurrenz zu den nach wie vor gebräuchlichen
CT-Geräten
mit rotierendem Strahler/Detektor-System stand, erscheint für das diskutierte
PET/CT-Verbundsystem das geeignestste zu sein.
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Grundsätzlich könnte man
auch alle an den Einzeldetekoren 1;1 bis 1;n anfallenden
Signalwerte erst einmal vollständig
registrieren, dann zu Fächer- oder
Parallelprojektionen zusammenstellen, gegebenenfalls auch mit Zuhilfenahme
von durch Interpolation gewonnener weiterer Signale, um mit diesen
Datensätzen
dann in eine Faltung mit anschließender Rückprojektion oder in ein anderes
Rekonstruktionsverfahren einzutreten. Bei einem solchen Vorgehen, bei
dem alle Daten erst einmal gespeichert vorliegen müssen, kann
natürlich
erst nach Abschluß des
Aufnahmevorgangs mit dem Bildrekonstruktionsprozeess begonnen werden.
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Die
oben erwähnten
CT-Geräte
mit Detektorring hatten als Nachteil das Problem, die im Patientenkörper erzeugte
und auf den Detektor aus dem aufzunehmenden Körperquerschnitt 6 auftreffende Streustrahlung
nicht in aller Konseqenz unterdücken zu
können.
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Denn
hierfür
wäre eine
Kollimation notwendig, die auf den Brennfleck des Röntgenstrahlers ausgerichtet
ist, was aber in Widerspruch zu der auf den Systemmittelpunkt ausgerichteten
Symmetrie des Detektorrings steht. Denn eine Streustrahlenunterdrückung wirkt
ja so, dass die Lamellen eines an einem Detektor angebrachten Kollimators
auf die ausgehenden Primärstrahlen
ausgerichtet sind. So laufen die in unterschiedlicher Richtung verlaufenden Streustrahlen
in die Lamellen hinein und werden dort absorbiert, bevor sie das
Strahleneintrittsfenster eines Einzeldetekotor erreichen können. Mit
einer solchen Kollimation können
die CT-Geräte
mit rotierendem Strahler/Detektor-System arbeiten, aber eben nicht
die CT-Geräte
mit feststehenden Detektorring. Abhilfe wurde dadurch versucht,
dass man mit einem rudimentären
Kollimator mit Lamellen geringer Höhe arbeitete und des weiteren
die Streustrahlung bei der Bildrekonstruktionsrechnung so gut wie
möglich
berücksichtigte.
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In
gleicher Weise kann man auch beim CT-Betrieb des hier diskutierten
PET/CT-Verbundsystem
vorgehen. Eine rudimentäre
Kollimation zur Minderung der Streustrahlung ließe sich z.B. mit einer Modifikation
gemäß 4c der
in 4b in Draufsicht dargestellten Blende 17 erzeugen.
Die Blendenbleche werden z.B. um seitliche Lamellen oder Stege 18 ergänzt, die
als senkrechte Abknickungen der Blendenbleche angesehen werden können, und
deren Querschnitt damit zur Systemachse 3 weist. Auch hierbei
ist es wesentlich, dass die Schwächung
der 511 keV-Gammaquanten durch das verwendete Material vernachlässigbar
bleibt, denn die Stege 18 sollen ja den Zugang dieser Quanten
zu den mit einer Blende 17 eingeblendeten Eingangsfenstern 16 der
Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n möglichst nicht behindern.
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In
gleicher Weise und für
vergleichbare Wirkung läßt sich
ein Blendenblech 19 gemäß 4d zur
Ausblendung eines auch in Richtung der Systemachse 3 begrenzten
Eingangsfensters 16 der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n und
mit dem dann noch wirksamen Fensterteil 20 mit den Stegen 18 ergänzen. Natürlich kann
an die Stelle dieser Aneinanderreihung von Stegen 18 auch
ein durchgehender Kreisring aus gleichem oder ähnlichem Material treten.
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4f zeigt
schließlich
einen ebenfalls zur Streustrahlenminderung gedachten Steg 21,
der senkrecht zur Systemachse ausgerichtet ist und für den Fall
Sinn macht, dass Streustrahlung aus anderen Körperquerschichten als dem abzubildenden Körperquerschnitt 6 erzeugt
wird, die Streustrahlung also sozusagen seitlich auf die Eingangsfenster
der Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n einfällt. Das
könnte
der Fall sein, wenn aus röntgentechnischen
Gründen
der Kollimator 14 so ausgebildet ist, dass die abzubildendende
Körperschicht
mit dem Körperquerschnitt 6 überstrahlt
würde,
weil der Strahlen-fächer 15 breiter als
die Dicke der abzubildenden Körperschicht
ist.
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Mit
der äußeren Form
des Röntgenstrahlers 11 in 2 sollte
schon angedeutet werden, dass es sich bei dem Röntgenstrahler 11 nicht
um einen Hochleistungsstrahler handeln muß, wie er in heutigen Computertomographen
verwendet wird. Es kommt ja z.B. nicht darauf an, in möglichst
kurzer Zeit das CT-Bild zu erstellen. Der Patient liegt ohnehin schon
wegen der PET-Bildgebung ruhig, die mehrere bis viele Minuten in
Anspruch nimmt, so dass dem CT-Aufnahmevorgang z.B. eine halbe Minute
zugestanden werden kann. Das bedeutet, dass man für die CT-Bildgebung
mit einer so niedrigen Strahlungsleistung auskommt, z.B. von einem
kW, für
die eine Röntgenröhre vom
Stehanodentyp genügt
(Stehanodenröhren
wurden z.B. in den allerersten Computertomographen verwendet). Damit
kann der technische Aufwand für
die Röntgenstrahlenerzeugung
einschließlich
des sogenannten Röntgengenerators klein
gehalten werden, was auch für
Gewicht und Volumen des Röntgenstrahlers 11 gilt.
Gestaltet man den Röntgenstrahler 11 so,
dass seine Stehanode sich in einem Hals des Röhrengehäuses befindet, so könnte man,
weil nicht der ganze Röntgenstrahler
innerhalb des Detektorring 2 untergebracht werden müßte, auch
akzeptieren, dass der Röntgenstrahler 11 beim Übergang
zu einer CT-Aufnahme in den Detektorring 2 nicht extra
eingebracht werden müßte, sondern
dieser dort ständig
verbleiben könnte.
Der damit gegebene Verlust an Gammaquanten für die PET-Bildgebung entspräche dem
vom Hals des Röntgenstrahlers 11 abgeschatteten
Bogenteil des Detektorrings 2, der Verlust wäre also
gering. Allerdings müßte der
Röntgenstrahler 11 dann
innerhalb des Detekorringes 2 während einer PET-Aufnahme bewegt
werden, um den Quantenverlust sozusagen auf den ganzen Detektorring 2 zu
verteilen, um damit Bildstörungen
durch ausschließlich
lokale Quantenverluste zu vermeiden. Diese Bewegung (ohne Röntgenstrahlung)
könnte
eine langsame sein; allerdings wäre
während
einer PET-Aufnahme für
eine möglichst
gleichmäßige Verteilung
des Abschattungseffektes mindestens ein Vollkreis mit tunlichst
sich lokal fortlaufend verschiebenden Anlauf- und Auslaufstrecken
zu durchfahren. Würden
dem Röntgenstrahler 11 seine
Betriebsspannungen kabellos zugeführt (z.B. über Schleifringe), könnte der
Röntgenstrahler 11 ständig rotieren.
Bei ständiger
Rotation könnte
die Rotationsgeschwindigkeit die sein, die man auch im Fall der
CT-Aufnahme nutzt. Dann wäre
ein Übergang
vom PET-Betrieb auf CT-Betrieb ohne mechanische Um- oder Einstellungen
möglich,
wie z.B. durch das Einfahren des Röntgenstrahlers 11 in
den Detektorring 2 und das Hochfahren seiner Winkelgeschwindigkeit
für den
CT-Aufnahmevorgang.
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Damit
stellt sich auch die Frage, auf welche Art vom Zustand des PET-Betriebs
des PET-Gesamtsystems
in den CT-Betrieb gewechselt wird oder umgekehrt. Ein direkter und überschaubarer
technischer Ansatz wäre
der, dass ein bestehender Zustand, z.B. der Zustand des CT-Betriebs,
zur Gänze abgeschaltet,
und die Anlage in den Zustand des PET-Betriebs gebracht würde. Hierfür könnte, wie
in 5 dargestellt, eine Steuereinheit 22 sorgen,
die über
die Steuerleitung 22' den
für die
CT-Bildgebung zuständigen
Systemteil 25 außer
Betrieb setzt bzw. in einen Ruhezustand versetzt und dafür den für die PET-Bildgebung
zuständigen
Systemteil 24 aktiviert, der seinerseits über die
Leitungen 24'' für Steuerung und
Energieversorgung die Aufnahmeeinheit 23, die u.a. den
Detektorring 2, den Röntgenstrahler 11 als auch
die Patientenliege 5 enthält, womit die Aufnahmeeinheit 23 also
den 3a und b entspricht, in Bereitschaft für die PET-Aufnahmen bringt.
Die Steuereinheit 22 sorgt weiter dafür, dass die von der Aufnahmeeinheit 23 über Leitung 26 abgeführten Signale über die
Schalteinheit 27 ihren Weg über die Leitung 24' zu dem für die PET-Bildgebung
zuständigen Systemteil 24 finden,
wo die PET-Bilder dann rekonstruiert und ausgegeben werden. In gleicher
Weise inaktiviert beim Übergang
zum CT-Aufnahmebetrieb die Steuereinheit 22 den für die PET
zuständigen Systemteil 24 und
aktiviert den für
die CT-Bildgebung zuständigen
Systemteil 25, der seinerseits über die Leitungen 25'' für Steuerung und Energieversorgung die
Aufnahmeeinheit 23 in Bereitschaft für die CT-Aufnahmen bringt.
Die Steuereinheit 22 sorgt jetzt weiter dafür, dass
die von der Aufnahmeeinheit 23 über Leitung 26 abgeführten Signale über die Schalteinheit 27 ihren
Weg über
die Leitung 25' zu dem
für die
CT-Bildgebung zuständigen
Systemteil 25 finden, wo die CT-Bilder dann rekonstruiert
und ausgegeben werden. Die Zusammenführung oder Fusion von PET-
und CT-Bildern als konsequente Weiterverarbeitung der gewonnenen
Bilddaten wird hier nicht mehr betrachtet.
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In
einem zweiten Ansatz könnte
der Steuereinheit 22 in 4 die Aufgabe
zukommen, den CT-Aufnahmebetrieb so steuern, dass während einer CT-Aufnahme
eine laufende PET-Aufnahme nicht unterbrochen wird, sondern nur
die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n des Detektorrings 2 von
PET-Betrieb auf CT-Betrieb umgeschaltet werden, und die von diesen abgegebenen
Signale über
die Leitung 26 der Schalteinheit 27 zugeführt werden,
von wo aus sie ihren Weg zu dem für die CT-Bildgebung zuständigen Systemteil 25 finden.
Dazu bedarf es einer laufenden Statusmeldung der Aufnahmeeinheit 16 an
die Steuereinheit 22, die diese über die Leitung 28 erhält.
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Ein
dritter Ansatz geht davon aus, dass das Einsetzen eines CT-Aufnahmevorgangs
einen laufenden PET-Aufnahmevorgang weder als Ganzes noch für den Teil
der Einzel detektoren 1;1 bis 1;n unterbricht,
die gerade vom Röntgenstrahlenfächer 15 überdeckt
werden. Die Einzeldetektoren 1;1 bis 1;n dieses
Teils würden
dann Signale abgeben, die sich aus für das PET-Bild bestimmten Signalen
und aus denen für
das CT-Bild bestimmten zusammensetzen. In diesem Fall müßte die
Schalteinheit 27 die zusätzliche Aufgabe übernehmen,
diese Signalanteile zugehörigkeitsgerecht
zu trennen und dann getrennt dem für die PET-Bildgebung zuständigen Systemteil 24 bzw.
dem für
die CT-Bildgebung zuständigen
Systemteil 25 zuzuführen.
Es besteht hier allerdings die Frage, ob und nach welchen Kriterien
sich die Signalanteile zugehörigkeitsgerecht
trennen lassen. Hier könnten
die unterschiedlichen Formen der von der Röntgenstrahlung und der Strahlung
der energiereichen Quanten erzeugten Signale eine Möglichkeit bieten.
Es wäre
auch denkbar, die Röntgenstrahlung zu
modulieren und phasenselektiv zu detektieren.
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Die
bisherigen Überlegungen
wurden für
ein PET-System gemäß 3a und
b, also mit einer Aufnahmeeinheit mit einem einzelnen Detektorring 2 angestellt
und zwar unter Orientierung auf die Arbeit von S.E. Derenzo, H.
Zahkald, and T.F. Budinger "Analytical
Study of a High-Resolution Positron Ring Detector System for Transaxial
Reconstruction Tomography" als
auch auf die Arbeit von Z.H. Cho, Eriksson, and J. Chan "A Circular Ring Transverse Axial
Positron Camera",
die beide in dem Buch "Reconstruction
Tomography in Diagnostic Radiology and Nuclear Medicin", herausgegeben von
Michel M. Ter-Pogossian et al. und erschienen bei University Park
Press, Baltimore, London, Tokyo 1977, veröffentlicht worden sind. Diese Überlegungen
sind grundsätzlich
auch anwendbar auf PET-Systeme, bei denen die Einzeldetektoren in
Gruppen angeordnet sind, die um den Patienten zeitlich gesehen abschnittsweise
oder auch kontinuierlich rotieren wie beim dem System PETT III,
beschrieben von M.E. Phelps, E.J. Hoffman, N.A. Mullani, C.S. Higgins,
and M.M. Ter-Possioan in der Arbeit "Some Performance and Design characteristics
of PETT III", ebenfalls
erschienen in dem oben genannten Buch. In den genannten Arbeiten
wird grundätzlich
jeweils ein Detektorring im Sinne von Detektorring 2 betrachtet,
worunter auch Systeme subsumiert werden sollen, bei denen wie schon
gesagt, auch solche sind, bei denen die Einzeldetektoren in Gruppen
angeordnet sind.
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PET-Systeme
können
auch mehrere Detektorringe 2 enthalten zur simultanen Aufnahme
mehrerer Schichten. Dabei wird naturgemäß jedem Detektorring 2 ein
anderer Körperquerschnitt 6 längs des
Patientenkörpers 4 zugeordnet.
Sinnvollerweise können
aber die Einzeldetektoren von einem der Detektorringe 2 nicht
nur untereinander zur Ermittlung von Koinzidenzereignissen verschaltet
sein, sondern auch mit den Einzeldetektoren der anderen vorhandenen
Detektorringe. Auf diese Weise wären
auch Daten für
Schichten des Patientenkörpers 4 ermittelbar,
die nicht orthogonal zur Systemachse 3 liegen.
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Die
Ausstattung eines PET-System mit z.B. drei Detekorringen sei aber
lediglich deshalb erwähnt,
um auf die Möglichkeit
aufmerksam zu machen, das System dann mit drei Röntgenstrahlern 11 zu
versehen, um sozusagen für
die drei mit PET abzubildenden Köperquerschnitte
(senkrecht zur Systemachse 3) simultan drei CT-Bilder anzufertigen.
Diese drei Röntgenstrahler 11 könnten winkelversetzt
an einem Ring 13 wie in 2 angeordnet
werden, was dann auch einer für
die Rotationsmechanik günstigen Massenverteilung
diente, speziell dann, wenn diese Röntgenstrahler 11 am
Ring 13 befestigt wären
und dieser mit ihnen rotierte.
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Anstelle
von drei Röntgenstrahlern 11 ist
zur Erzeugung von drei Strahlenfächern 15 auch
ein Strahler mit drei Brennflecken vorstellbar, deren Abstand voneinander
dem Abstand der Detektorringe 2 des betrachteten PET-Systems
mit mehreren Detektorringen 2 entspräche. 6 zeigt
unter 6a zunächst das Schema einer Anoden/Kathoden-Anordnung
der schon für
den Röntgenstrahler 11 als
sinnvoll angesehenen Festanodenröhre,
mit der Kathode 29, die den Elektronenstrom 30 erzeugt
und formt, und der Anode 31, die z.B. aus gut wärmeleitendem Kupfer
besteht und in die eine Scheibe 32 aus dem für die Erzeugung
von Röntgenstrahlen
besonders geeignetem Wolfram eingelassen ist. Der hochbeschleunigte
Elektronenstrom 30 trifft auf die Anode 31 auf
und erzeugt auf der Wolframscheibe 32 den Röntgenbrennfleck 33 als
Aufgangspunkt des Röntgenstrahlenbündels 34.
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3b zeigt
dann eine Anoden/Kathoden-Anordnung zu einem Strahlerentwurf für drei Brennflecke.
Der aus der Kathode 35 austretende Elektronenstrom 36 trifft
auf die drei Wolframscheiben 38, 38' und 38'' auf,
die in die Schrägstufen
der Anode 37 eingelassen sind und erzeugt dort die Röntgenbrennflecke 39, 39' und 39''',
von denen dann die Röntgenstrahlenbündel 40, 40' und 40'' ausgehen, die dann zu Strahlenfächern kollimiert werden.
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- 1;1,
1;2 usw
- Einzeldetektoren
- 2
- Detektorring
- 3
- Systemachse
- 4
- Patient
- 5
- Patientenliege
- 6
- Körperquerschnitt
- 7
- Leitungen
- 8,
8'
- Positronenquelle
- 9,
10
- Verbindungslinie
- 11
- Röntgenstrahler
- 12
- Brennfleck
- 13
- Ring
- 14
- Kollimator
- 15
- Röntgenstrahlenfächer
- 16
- Eingangsfenster
- 17
- Blende
- 18
- Seitensteg
- 19
- Blende
- 20
- eingeblendetes
Fenster
- 21
- Seitensteg
- 22
- Steuereinheit
- 29
- Kathode
- 30
- Elektronenstrom
- 31
- Anode
- 32
- Scheibe
aus Wolfram
- 33
- Röntgenbrennfleck
- 34
- Röntgenstrahlenbündel
- 35
- Kathode
- 36
- Elektronenstrom
- 37
- Anode
- 38,
38', 38''
- Scheiben
aus Wolfram
- 39,
39', 39''
- Röntgenbrennflecke
- 40,
40', 40''
- Röntgenstrahlenbündel
- 22'
- Steuerleitung
- 23
- Aufnahmeeinheit
- 24
- Systemteil
für PET-Bildgebung
- 24'
- Leitung
für Signale
- 24''
- Leitungen
für Steuerung
und Energieversorgung
- 25
- Systemteil
für CT-Bildgebung
- 25'
- Leitung
für Signale
- 25''
- Leitungen
für Steuerung
und Energieversorgung
- 26
- Signalleitung
- 27
- Schalteinheit
- 28
- Steuerleitung