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Die
Erfindung betrifft eine bildgebende medizinische Modalität mit einer
datenseitig mit einer SPECT-Bildverarbeitungseinheit verbundenen SPECT-Aufnahmevorrichtung
zur Single-Photon-Emissions-Computertomographie, wobei die SPECT-Aufnahmevorrichtung
mindestens einen um einen Untersuchungsbereich herum bewegbaren SPECT-Detektorkopf
aufweist.
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Zu
den häufigsten
Erkrankungen in der Welt mit Todesfolge zählen die Gefäßerkrankungen,
wie beispielsweise der Schlaganfall, das Aneurysma oder das abdominelle
Aortenaneurysma. Bei diesen Erkrankungen, aber auch insbesondere
bei Tumorerkrankungen oder dergleichen, sind eine schnelle und sichere
Diagnose und eine sofort eingeleitete Therapie von besonderer Bedeutung
für den
Genesungsprozess.
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Die
Diagnose derartiger Erkrankungen wird durch bildgebende Verfahren
unterstützt.
Ein bildgebendes Verfahren mit hoher diagnostischer Aussagekraft
ist die Positronen-Emissions-Tomographie (PET).
Die Methode beruht auf der Darstellung der Verteilung einer radioaktiv
markierten Substanz, eines so genannten Radiopharmakons oder Tracers, im
Organismus. Dabei wird dem Patienten ein durch Beimengung eines
Radionuklids mit einer vergleichsweise kurzen Halbwertszeit zu einer
Trägersubstanz erhaltener
Tracer, z.B. 18F-FDG (Flourdeoxyglucose), injiziert,
welcher sich in bestimmten Organen und Zellgeweben anreichert und
unter Emission von Positronen zerfällt. Bevorzugt erfolgt die
Anreicherung in aktiven Krebszellen.
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Ein
beim radioaktiven Zerfall freigesetztes Positron tritt nach relativ
kurzer Distanz von typischerweise einem Millimeter in Wechselwirkung
mit einem Elektron, wobei beide Teilchen vernichtet und zwei Gammaquanten
mit einer Energie von jeweils 511 keV in diametral entgegengesetzter
Richtung abge strahlt werden. Diese Annihilationsquanten lassen sich
in einem das Untersuchungsobjekt bzw. den Patienten umgebenden Detektorring,
der eine Vielzahl benachbart angeordneter und einzeln auslesbarer Gammadetektoren
umfasst, räumlich
und zeitlich aufgelöst
nachweisen. Durch eine Koinzidenzkollimierung in einer den Detektoren
nachgeschalteten elektronischen Auswerteeinheit lässt sich
der Ort der den Zählereignissen
jeweils zugrunde liegenden Elektron-Position-Annihilation auf der
gedachten Linie zwischen den signalgebenden Detektorelementen, der
so genannten Line of Response, ermitteln. Die Emission der Gammastrahlung
erfolgt isotrop, d. h. statistisch gesehen sind alle Richtungen
gleich wahrscheinlich. Aus einer statistisch signifikanten Vielzahl
von Zählereignissen
kann daher die räumliche
Häufigkeitsverteilung
der radioaktiven Zerfallsprozesse und somit die Verteilung des Tracers
im Körper
abgeleitet werden. Aus einem derartigen 3D-Volumendatensatz lassen
sich weiterhin beliebige zweidimensionale PET-Schnittbilder errechnen.
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Ein
wesentlicher Nachteil der PET-Methode liegt in der kurzen Halbwertszeit
der dabei verwendeten Positronenemitter. Sie beträgt beispielsweise zwei
Minuten bei 15O, was eine Erzeugung in unmittelbarer
Nähe zum
Untersuchungsort notwendig macht. Die dazu erforderliche Infrastruktur,
die üblicherweise
ein benachbart zum Tomographen errichtetes Zyklotron oder einen
Reaktor oder dergleichen beinhaltet, macht die PET aufwendig und
teuer. Daher hat sich in den vergangenen Jahren eine verwandte Technik,
die Single-Photon-Emissions-Computertomographie (SPECT), durchgesetzt.
Wie bei der PET wird auch bei der SPECT die zur Bilderzeugung verwendete
Strahlung nicht von einer externen Strahlenquelle abgegeben sondern
von Radiopharmaka, die dem Patienten vor der Untersuchung injiziert
werden, und die sich daraufhin je nach den chemischen und biologischen
Eigenschaften der Trägersubstanz
in bestimmten Organen anreichern. Im Unterschied zur PET, bei der
die bildgebende Gammastrahlung gewissermaßen nur als „Nebenprodukt" bei der Annihilation
der primären β+-Teilchen
entsteht, kommen bei der SPECT Radionuklide (Isotope) zum Einsatz,
die unmittelbar unter Emission einzelner, nicht korrelierter Gammaquanten
zerfallen. Dies hat mehrere Vorteile: Zum einen sind die typischerweise bei
der SPECT eingesetzten Radionuklide langlebiger als ihre PET-Pendants
und müssen
daher nicht in unmittelbarer Nähe
des Untersuchungsorts hergestellt werden. Zum anderen ist keine
Koinzidenzmessung erforderlich. Anstatt eines geschlossenen Detektorrings
mit einer Vielzahl von in Koinzidenz geschalteten Detektorelementen
sind üblicherweise
ein oder zwei SPECT-Detektorköpfe
vorgesehen, die während
der Untersuchung auf einer Kreisbahn um den Patienten herumrotieren
und dabei die von ihm abgegebene Gammastrahlung erfassen.
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Als
Gammadetektoren kommen – ähnlich wie
bei der PET – zumeist
Szintillationsdetektoren zum Einsatz, die jedoch jeweils mit einem
zusätzlichen
Kollimator („Richtungsblende") versehen sind. Nur
fast senkrecht zur Detektoroberfläche einfallende Quanten können den
Kollimator passieren; dadurch wird die Projektionsrichtung des Bildes
festgelegt. Die auf der Verwendung einer Gammakamera mit Szintillationskristallen
beruhende Aufnahmetechnik nennt man auch Szintigraphie, eine Aufnahme selbst
ist ein Szintigramm. Bei der Rotation des Detektorkopfes um den
Patienten werden bei den heute üblichen
SPECT-Anlagen 60 bis 128 Aufnahmen der Radionuklidverteilung aus
verschiedenen Blick- oder Projektionsrichtungen erzeugt und in einem
mit der SPECT-Aufnahmevorrichtung datenseitig verbundenen Bildverarbeitungsrechner
in Transversalbilder umgewandelt. Die bei der SPECT verwendeten Bildrekonstruktionsverfahren ähneln den
bei der Computertomographie eingesetzten Verfahren.
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Bei
der SPECT handelt es sich wie bei der PET um eine funktionelle Bildgebung,
die vor allem biochemische und physiologische Vorgänge im Organismus
abzubilden vermag. Sie erlaubt neben einer guten Analyse des Stoffwechsels
insbesondere das Auffinden von Tumoren und Metastasen sowie eine
Beurteilung der Perfusion des Herzmuskels. Die Empfindlichkeit der
SPECT-Detektoren
ist wegen der Kollimatoren eher gering. Die SPECT besitzt daher nur
eine relativ schlechte Ortsauflösung
(ca. 5 mm), die aus prinzipiellen Gründen ohne zusätzliche Strahlenbelastung
nicht mehr gesteigert werden kann. Die SPECT liefert keine guten
anatomischen Bilder, so dass die räumliche Lokalisierung und Zuordnung
der erkannten Krankheitsherde Schwierigkeiten bereitet.
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Bessere
anatomische Bilder sind beispielsweise im Rahmen der Computertomographie
(CT) verfügbar,
bei der aus einer Vielzahl von aus verschiedenen Richtungen aufgenommenen
Röntgenbildern,
die jeweils Projektionsbilder sind, durch rechnergestützte Auswertung
Schnittbilder und 3D-Volumenbilder des untersuchten Objekts erzeugt
werden. Die dazu erforderlichen Röntgenstrahler und Röntgendetektoren
sind ähnlich
wie bei einem PET-Detektorring üblicherweise
in einem ringförmigen
Gebilde, einer so genannten Gantry, angeordnet, wobei bei CT-Geräten neueren
Typs nur noch die Röntgenstrahler
in der Gantry rotieren und die Röntgendetektoren über 360° verteilt
jeweils raumfest in der Gantry angeordnet sind.
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Aus
diagnostischer Sicht ist es vielfach wünschenswert, die bei einer
CT-Untersuchung gewonnenen Bilder mit den korrespondierenden Bildern
einer SPECT-Untersuchung zu überlagern.
Um eine ortsgetreue Simultandarstellung bzw. eine korrekte (lagerichtige) Überlagerung
der CT-Bilder mit den SPECT-Bildern realisieren zu können, muss
eine Abbildungsvorschrift zwischen den den Bildern jeweils zugrunde
liegenden Koordinatensystemen gefunden werden. Diese Abbildung kann
im Allgemeinen Verschiebungen, Drehungen und Streckungen, meist sogar
in kombinierter Form, enthalten. Dieses Abgleichungsverfahren für die Bilddatensätze, das
auch als Registrierung bezeichnet wird, besitzt in der Regel nur
eine eingeschränkte
Genauigkeit und bedarf trotz weit reichender (rechnergestützter) Automatisierung häufig einer
zeitaufwendigen Benutzer-Interaktion. Dies gilt insbesondere dann,
wenn der Patient nach der SPECT-Untersuchung zur Durchführung der nachfolgenden
CT in einen anderen Raum verlegt werden muss, wobei sich unter Umständen seine Lage
bzw. seine Körperhaltung
verändert,
und wobei sich seine inneren Organe relativ zueinander verschieben
können.
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Um
derartige Schwierigkeiten einer rein softwarebasierten Registrierung
zu umgehen, sind kombinierte SPECT/CT-Systeme entwickelt worden,
bei denen ein Patient auf einer Patientenliege durch unmittelbar
hintereinander angeordnete SPECT- und CT-Aufnahmevorrichtungen gefahren
wird. Man spricht daher in diesem Zusammenhang auch von einer hardwarebasierten
Registrierung der Bilddaten oder von einer so genannten „Hard-Fusion". Diese Kombination
liefert qualitativ hochwertige Fusionsbilder mit detaillierten anatomischen
Informationen und mit einer guten Darstellung von Stoffwechselvorgängen. Ein
wesentlicher Nachteil liegt jedoch in der doppelten Strahlenbelastung
des Patienten, zum einen durch die bei der SPECT injizierten Radionuklide
und zum anderen durch die Röntgenstrahlung
des Computertomographen.
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Ein
bildgebendes Verfahren zur medizinischen Strukturaufklärung, das
insbesondere für
seine gute Darstellung von Weichteilen bekannt ist, ist die magnetische
Resonanztomographie (MRI = Magnetic Resonance Imaging). Bei diesem
Verfahren werden die magnetischen Momente (Kernspins) der Atomkerne
des untersuchten Gewebes in einem äußeren Magnetfeld mit einer
Feldstärke
von bis zu 7 T ausgerichtet und durch eingestrahlte Radiowellen
zu einer Kreiselbewegung (Präzession)
angeregt, wobei in Folge von Relaxationsvorgängen in einer zugeordneten
Empfangsspule eine Wechselspannung induziert wird, die die Grundlage
für die
Bildberechnung darstellt. Üblicherweise
sind die magnetfelderzeugenden Elemente sowie die Sende- und Empfangsspulen
in einer eine zylindrische Durchtrittsöffnung aufweisenden MRI-Untersuchungsröhre angeordnet, durch
die der auf einer beweglichen Patientenliege fixierte Patient im
Rahmen einer Ganzkörperuntersuchung
hindurchgeschoben oder gefahren wird. Die MRI-Untersuchungsröhre wird
auch als Gantry bezeichnet.
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Die
softwarebasierte Registrierung und Fusion von SPECT- und MRI-Aufnahmen
ist beispielsweise aus den Druckschriften von Outi Sipilä, „Methodological
Aspects for Improving Clinical Value of SPECT and MRI", Dissertation, Helsinki
University of Technology, ISBN 951-22-4958-8 oder von Karin Kneöaurek et
al., „Medical
image registration",
Europhysics News (2000), Vol. 31, No. 4 bekannt. Sie ist jedoch
mit den oben bereits erläuterten
prinzipiellen Mängeln
behaftet.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine bildgebende medizinische
Modalität
der eingangs genannten Art anzugeben, deren Bilder eine zuverlässige Erkennung
und präzise
Lokalisierung von Stoffwechselanomalien, insbesondere von malignem
Gewebe mit Tumorbefall, ermöglichen,
wobei etwaige Belastungen eines Patienten während der Untersuchung möglichst
gering gehalten werden sollen.
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Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst, indem
die SPECT-Aufnahmevorrichtung
benachbart zu oder innerhalb einer datenseitig mit einer MRI-Bildverarbeitungseinheit
verbundenen MRI-Untersuchungsröhre
zur Magnetresonanztomographie angeordnet ist, wobei der SPECT-Bildverarbeitungseinheit
und der MRI-Bildverarbeitungseinheit eine gemeinsame Displayeinheit
zur Anzeige von in der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit generierten SPECT-Bildern
und/oder MRI-Bildern zugeordnet ist.
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Die
Erfindung geht von der Überlegung
aus, dass für
eine präzise
räumliche
Lokalisierung von im Rahmen der SPECT-Bildgebung besonders gut sichtbaren
Tumoren, Karzinomen, Metastasen etc. die SPECT-Bilder durch komplementäre morphologische
Informationen eines weiteren bildgebenden Verfahrens ergänzt werden
sollten. Dabei sollte eine erhöhte
Strahlenbelastung für
den Patienten, wie sie etwa bei kombinierten SPECT/CT-Geräten aufgrund der
zusätzlichen
Röntgenstrahlung
auftritt, vermieden werden. Dies gilt insbesondere für Patienten,
die schon eine Chemotherapie und/oder eine Strahlentherapie erhalten
haben, da der Körper
und das Immunsystem in diesem Fall ohnehin bereits stark belastet
sind. Eine deutliche Reduktion der Strahlung ist daher vorteilhaft.
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Stattdessen
können
die die SPECT-Bilddaten ergänzenden
strukturellen bzw. morphologischen Informationen auch von einer
Vorrichtung zur Magnetresonanztomographie (MRI) geliefert werden.
Da das MRI-Verfahren besonders sensitiv für die mikroskopische Diffusion
von Wassermolekülen
in dem zu untersuchenden Gewebe ist, ist in der Regel eine ausgezeichnete
Darstellung und Differenzierung zwischen unterschiedlichen Weichteilen,
z. B. zwischen Lipidschichten und faserigem Gewebe, ermöglicht.
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Um
den üblicherweise
mit einer softwarebasierten Registrierung und Fusion von verschiedenartigen
Bildern verbundenen Schwierigkeiten von vornherein aus dem Weg zu
gehen und um die Notwendigkeit eines Patiententransports zwischen
räumlich getrennten
Modalitäten
zu vermeiden, sollten weiterhin die SPECT-Einheit und die MRI-Einheit
in einer kombinierten SPECT/MRI-Modalität, auch als duale Modalität bezeichnet,
integriert sein. In einer ersten Variante können die SPECT-Detektoren dabei – eine hinreichende
Unempfindlichkeit und/oder Abschirmung gegenüber den MRI-Magnetfeldern vorausgesetzt – innerhalb
der MRI-Gantry angeordnet sein, wodurch eine gleichzeitige Aufnahme
und hardwarebasierte Registrierung und Fusion von SPECT- und MRI-Bildern
ermöglicht
ist. In einer zweiten Variante ist die SPECT-Aufnahmevorrichtung
mit den Gammadetektoren benachbart zur MRI-Gantry angeordnet. Es
hat sich nämlich
herausgestellt, dass für eine
Registrierung und Fusion der SPECT- und der MRI-Bilder mit einer
für diagnostische
Zwecke hinreichenden Genauigkeit die Bildaufnahme gar nicht echt
gleichzeitig erfolgen muss. Vielmehr reicht es vollkommen aus, die
SPECT- und die MRI-Bilder zeitnah, d. h. mit einer kurzen zeitlichen
Unterbrechung nacheinander aufzunehmen, sofern dabei ein einheitliches
Koordinatensystem zugrunde gelegt ist. Daher ist es nicht unbedingt
notwendig, die SPECT-Detektoren innerhalb der MRI-Untersuchungsröhre anzuordnen,
was bei Szintillationsdetektoren herkömmlicher Bau art zu Wechselwirkungen
mit den MRI-Magnetfeldern und daher unter Umständen zu Bildartefakten führen könnte. Vielmehr sind
die SPECT-Aufnahmevorrichtung und die MRI-Untersuchungsröhre derart
benachbart zueinander angeordnet, dass der vorzugsweise auf einer beweglichen
Patientenliege fixierte Patient in einem Durchgang und ohne größere zeitliche
Unterbrechung sowie ohne Umverlagerung zuerst durch die eine Untersuchungsvorrichtung
und dann durch die andere gefahren werden kann. Auch bei dieser
zweiten Variante ist der Abgleich der SPECT-Bilder und der korrespondierenden
MRI-Bilder gegenüber
einer softwarebasierten Registrierung wesentlich vereinfacht.
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Die
von der SPECT-Aufnahmevorrichtung und der MRI-Untersuchungsröhre akquirierten
Detektorsignale werden in einer dem jeweiligen Detektortyp datenseitig
nachgeschalteten Bildverarbeitungseinheit getrennt voneinander aufbereitet
und in SPECT-Bilder bzw. MRI-Bilder umgesetzt. Die Bildverarbeitungseinheiten
können
auch als getrennte Softwaremodule eines gemeinsamen Bildverarbeitungsrechners
realisiert sein. Schließlich
können
die SPECT-Bilder und die MRI-Bilder in einer der SPECT-Bildverarbeitungseinheit
und der MRI-Bildverarbeitungseinheit nachgeschalteten gemeinsamen
Displayeinheit angezeigt werden, und zwar vorzugsweise jeweils einzeln,
nebeneinander oder untereinander oder gegebenenfalls auch in überlagerter oder
fusionierter Form. Damit kann der behandelnde Arzt alle wichtigen
medizinischen Informationen mit einem Blick erfassen.
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Vorteilhafterweise
sind die SPECT-Aufnahmevorrichtung und die MRI-Untersuchungsröhre hintereinander
entlang einer gemeinsamen Längsachse angeordnet.
Das heißt,
die Patientenliege muss innerhalb des gleichen raumfesten Koordinatensystems,
das beiden Aufnahmevorrichtungen gleichermaßen zugrunde liegt, nur in
einer einzigen Richtung, nämlich
entlang der Längsachse,
verschoben werden. Dazu ist die Patientenliege vorteilhafterweise mit
einer Antriebsvorrichtung ausgestattet, die einen automatischen
Vorschub ermöglicht.
Die kombinierte SPECT/MRI-Modalität kann derart ausgelegt und
gestaltet sein, dass die Patientenliege zur Bildaufnahme zuerst
die SPECT-Aufnahmevorrichtung
und anschließend
die MRI-Untersuchungsröhre
durchläuft. Aber
auch die umgekehrte Reihenfolge kann vorteilhaft sein. Besonders
vorteilhaft ist es, wenn sich die Patientenliege sowohl von der
SPECT-Seite als auch von der MRI-Seite her in den Untersuchungsbereich der
Modalität
einfahren lässt.
Gerade in Anbetracht der Tatsache, dass verschiedenartige nukleare
Tracer unterschiedliche Halbwertszeiten und unterschiedliche Transport-
bzw. Diffusionszeiten im Organismus besitzen, wodurch (beginnend
mit der Injektion des Tracers) unterschiedliche Zeitfenster für die SPECT-Untersuchung
vorgegeben sind, ist eine derartige Wahlfreiheit bei der Untersuchungsführung ausgesprochen
vorteilhaft.
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Vorteilhafterweise
weist die SPECT-Aufnahmevorrichtung mehrere, insbesondere zwei SPECT-Detektorköpfe auf,
die derart beweglich gelagert sind, dass sie während einer SPECT-Untersuchung
synchron und mit einer festen Winkelbeziehung zueinander um den
Untersuchungsbereich herum bewegbar sind, vorzugsweise auf einer
Kreisbahn um die Längsachse,
die mit der Achse der MRI-Untersuchungsröhre zusammenfällt. Die
Winkelbeziehung zwischen den SPECT-Detektorköpfen mit den als Flachdetektoren
ausgeführten
Gammadetektoren ist dabei zweckmäßigerweise
stufenlos oder schrittweise (mit definierten Rastpositionen) verstellbar.
Eine derart variable Detektorgeometrie, bei der die Detektoren in
verschiedenen Stellungen zueinander entlang eines Umfangs um das
Untersuchungsvolumen herum positioniert werden können, ist besonders flexibel
an die Bedürfnisse
verschiedenartiger diagnostischer Verfahren anpassbar. Beispielsweise
kann bei einer kardiologischen SPECT-Untersuchung eine Winkelbeziehung
von 76° oder
90° vorteilhaft
sein, während
bei einer Ganzkörperuntersuchung
sich die beiden Detektorköpfe
in der Regel diametral gegenüber
liegen (180°-Detektorgeometrie).
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Vorteilhafterweise
ist der/sind die SPECT-Detektorköpfe
an einem einen Hohlraum zur Patientendurchführung aufweisenden Traggestell oder
Rahmen (Gantry) befestigt. Im Falle mehrerer Detektorköpfe ist
zweckmäßigerweise
ein geeigneter Verstellmechanismus in die Gantry integriert, mittels dessen
sich die Winkelbeziehung zwischen den Detektorköpfen in der oben beschriebenen
Art verstellen lässt.
Die Detektorköpfe
können
aber auch beispielsweise an einem rotierbar gelagerten C-Bogen, d.
h. mit fester Winkelbeziehung zueinander, oder jeweils an den Armen
eines Industrieroboters oder dergleichen befestigt sein. Besonders
bevorzugt sind die SPECT-Detektorköpfe an einer im Wesentlichen
ringförmigen
Gantry gelagert, die in Längsrichtung
gesehen zwischen der MRI-Untersuchungsröhre und den Detektorköpfen angeordnet
ist. Bei dieser Ausführung
kann das der Halterung und dem Rotations- oder Schwenkantrieb der
SPECT-Detektorköpfe
dienende Traggestell zugleich auch eine Abschwächung der von den felderzeugenden
Spulen der MRI-Untersuchungsröhre
verursachten magnetischen Streufelder bewirken.
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Vorteilhafterweise
sind die SPECT-Aufnahmevorrichtung bzw. deren Traggestell und die MRI-Untersuchungsröhre durch
einen Zwischenraum beabstandet und/oder mechanisch entkoppelt. Auf
diese Weise wird eine direkte Übertragung
von Schwingungen und Vibrationen, die beim Betrieb der MRI-Anlage
durch die zeitlich variierenden Gradientenfelder hervorgerufen werden,
auf die SPECT-Anlagekomponenten, insbesondere auf die Gammadetektoren,
unterbunden. Zusätzlich
können
die SPECT-Detektoren schwingungsgedämpft aufgehängt oder gehaltert sein und/oder
von akustischem Dämmmaterial
umgeben bzw. mit Dämmmaterial aufgefüllt sein.
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Die
magnetische Feldstärke
fällt außerhalb der
MRI-Untersuchungsröhre
in der Regel schnell ab, insbesondere wenn die MRI-Untersuchungsröhre mit
aktiven oder passiven Mitteln zur Raumabschirmung versehen ist.
Zu den aktiven Abschirmmitteln zählen
beispielsweise äußere Schirmspulen,
die den weiter innen angeordneten felderzeugenden Spulen entgegenwirken.
Dennoch könnten
die verbleibenden Streufelder unter Umständen zu einer unvorteilhaften
Beeinflussung von SPECT-Anlagenkomponenten, insbesondere der Quantendetektoren,
und damit zu Ar tefakten in den SPECT-Bildern führen. Besonders empfindlich
auf äußere Magnetfelder
reagieren z. B. die bei Quantendetektoren herkömmlicher Bauart eingesetzten
Photomultiplier. Daher empfehlen sich weiterführende Maßnahmen zur Feldabschirmung:
Vorteilhafterweise
ist die SPECT-Aufnahmevorrichtung zumindest auf der der MRI-Untersuchungsröhre zugewandten
Seite und vorzugsweise auch radial nach außen hin durch mindestens ein
magnetisches Abschirmelement von den MRI-Magnetfeldern abgeschirmt.
Bei dem Abschirmelement kann es sich in zweckmäßiger Ausgestaltung um ein
ferromagnetisches Gehäuse
und/oder um eine ferromagnetische Folie handeln, welche die SPECT-Detektoren und/oder
die MRI-Gantry zumindest teilweise umgeben bzw. umhüllen. Insbesondere
kann ein derartiges Abdeckelement in der Art einer Ringblende gestaltet
sein, welche zwischen der SPECT-Aufnahmevorrichtung und der MRI-Untersuchungsröhre angeordnet
ist und gegebenenfalls in radialer Richtung nach außen hin übersteht.
Die Abschirmung kann auch in das Traggestell bzw. die Halterung
für die SPECT-Detektoren
integriert sein.
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In
weiterer vorteilhafter Ausgestaltung ist im Zwischenraum oder im Übergangsbereich
zwischen der SPECT-Aufnahmevorrichtung und der MRI-Untersuchungsröhre mindestens
ein Kompensationsmagnet zur Erzeugung eines dem statischen MRI-Magnetfeld
entgegengerichteten Kompensationsmagnetfeldes angeordnet. Vorteilhafterweise sind
mehrere gleichmäßig über den
Umfang der Patientendurchführung
verteilte Kompensationsmagnete vorgesehen. Die als Permanentmagnete
oder als an- und ausschaltbare Elektromagnete ausgeführten Kompensationsmagnete
sind dabei vorzugsweise derart dimensioniert und ausgestaltet, dass
die Rückwirkung
des Kompensationsmagnetfeldes auf das homogene MRI-Magnetfeld und
die damit einhergehende Feldverzerrung im Zentrum der MRI-Untersuchungsröhre nicht
ins Gewicht fällt.
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In
einer vorteilhaften Weiterbildung weisen die SPECT-Detektorköpfe und/oder
die in sie integrierten Gammadetektoren an ihrer Außenseite
eine magnetisch abschirmende Schutzfolie und/oder eine magnetisch
abschirmende Beschichtung auf. Darüber hinaus ist vorteilhafterweise
auch zwischen den einzelnen funktionellen Komponenten des jeweiligen SPECT-Detektorelementes,
z. B. zwischen den Szintillationskristallen, den Photomultipliern,
den Lichtleitern, den Kollimatorzellen, etc., eine magnetisch abschirmende
Schutzfolie und/oder eine magnetisch abschirmende Schutzschicht
vorgesehen (innere Abschirmung). Neben einer konventionellen Metallbeschichtung
ist eine Beschichtung/Einlagerung mit/von Nanopartikeln, insbesondere
elektrisch leitenden Nanopartikeln, z. B. auf der Basis von Siliziumdioxid,
Aluminiumoxid, Silikonnitrat oder Kohlenstoff, besonders zweckmäßig. Derartige
Nanobeschichtungen zur Abschirmung von äußeren magnetischen Feldern
und zur Verhinderung von elektromagnetischen Interferenzen sind
dem Fachmann beispielsweise aus den Druckschriften
US 6,506,972 B1 ,
US 6,673,999 B1 ,
US 6,713,671 B1 oder
auch
US 5,827,997 bekannt.
Aus der
US 5,540,959 ist auch
ein möglicher
Fertigungsprozess zum Aufbringen derartiger Nanopartikel auf ein
Untergrundmaterial bekannt. Neben den SPECT-Detektorelementen können auch
die anderen Funktionseinheiten und Zubehörteile der SPECT-Anlage, z.
B. elektronische Bauteile und dergleichen, sowie die Signalleitungen mit
einer Dünnfilmschicht
aus leitenden Nanopartikeln versehen sein.
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In
einer ganz besonders vorteilhaften Weiterbildung sind die SPECT-Detektorelemente
als Halbleiter-Detektorelemente ausgeführt. Im Gegensatz zu einer
herkömmlichen
Gammakamera vom so genannten „Anger"-Typ, bei der die
Energie der einfallenden Gammaquanten zuerst in einem Szintillationskristall
in (sichtbares) Szintillationslicht umgewandelt wird, das anschließend in
einem Photomultiplier verstärkt
und gemessen wird, wandelt das Halbleitermaterial eines Halbleiterdetektors
unter dem Einfluss eines angelegten elektrischen Feldes die auftreffende
Gammastrahlung direkt in elektrische Signale um. Geeignete Detektormaterialien
sind beispielsweise Germa nium, Hgl2, CdTe (Cadmium Telluride), CTZ
(Cadmium-Zink-Telluride),
PBS oder auch Mischungen dieser Stoffe. Entsprechende Detektortechnologien
sind z. B. in den Druckschriften
US
4,292,645 ,
US 5,132,542 oder
EP 0 871 902 B1 beschrieben.
Alternativ können
auch Szintillationsdetektoren mit so genannten Avalanche-Photodioden (Lawinen-Photodioden)
zum Einsatz kommen. Eine Avalanche-Photodiode kann als Halbleiteräquivalent zu
einem herkömmlichen
Photomultiplier angesehen werden. Den genannten Halbleiterdetektoren
ist gemeinsam, dass sie gegenüber
externen Magnetfeldern vergleichsweise unempfindlich sind, so dass
sie auch gut im MRI-Streufeld arbeiten können. Damit kann das bereits
erwähnte
Kompensationsmagnetfeld möglicherweise
entfallen oder mit geringerer Feldstärke ausgelegt werden. Die zur
magnetischen Abschirmung dienenden Gehäusekomponenten oder Blenden
können
gegebenenfalls auch entfallen oder einfacher und kostengünstiger
ausgelegt und realisiert werden.
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Vorzugsweise
weisen auch bei einem Halbleiterdetektor die einzelnen Detektorelemente
eine äußere und/oder
eine oder mehrere innere Abschirmungen in der Art einer Metallbeschichtung
oder einer dünnen
Filmbeschichtung oder einer Einlagerung aus Nanopartikeln oder aus
strukturierten Nanowerkstoffen auf. Auf diese Weise lässt sich
die Empfindlichkeit des jeweiligen Gammadetektors gegenüber magnetischen
Störfeldern
sogar soweit herabsetzen, dass die SPECT-Detektoren auch innerhalb
der MRI-Gantry, d. h. radial zwischen den felderzeugenden Magneten
und der Patientendurchführung,
angeordnet werden können.
Bei dieser „One-Gantry"-Ausführung lassen
sich artefaktfreie SPECT- und MRI-Bilder mit guter Energie- und
Ortsauflösung
mit vertretbarem technischen Aufwand echt simultan, d. h. ohne jegliche
Verzögerung
oder Unterbrechung zwischen den Aufnahmen, aufnehmen.
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Vorzugsweise
sind die SPECT-Bildverarbeitungseinheit und die MRI-Bildverarbeitungseinheit datenseitig
mit einer Bildfusionseinheit verbunden, so dass ein SPECT-Bild mit
einem korrespondierenden MRI-Bild in (annähernd) Echtzeit überlagert bzw. fusioniert
werden kann. Bei der Bildfusionseinheit kann es sich um einen eigenständigen Bildfusionsrechner
oder auch um ein entsprechendes Softwaremodul handeln, das auf einem
Standard-Rechner ablauffähig
ist. Die überlagerten
Bilder sind für
diagnostische Zwecke besonders aussagekräftig, da sie strukturelle Merkmale
des untersuchten Organismus, wie etwa das Skelett oder die Organe
oder andere Weichteile, mit funktionellen Informationen, z.B. über Bereiche
mit krankhaft erhöhter
Zellaktivität,
kombinieren. Die MRI-Bilddaten bilden dabei gewissermaßen eine
präzise „Landkarte", in die die zusätzlichen SPECT-Bilddaten
lagerichtig eingebettet sind.
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Die Überlagerung
oder Fusion der Bilder kann auf verschiedene Weisen erfolgen: Vergleichsweise
einfach realisierbar ist eine Fusion eines 2D-SPECT-Bildes mit einem
korrespondierenden 2D-MRI-Bild. Vorzugsweise ist die Bildfusionseinheit jedoch
derart ausgelegt, dass eine Fusion der kompletten dreidimensionalen
Volumendatensätze
erfolgen kann, wobei anschließend
aus dem 3D-Fusionsbild wieder beliebige zweidimensionale Schnittbilder generiert
werden und auf der Displayeinheit zur Anzeige gebracht werden können.
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Vor
der eigentlichen Verschmelzung oder Überlagerung der SPECT-Bilder
mit den korrespondierenden MRI-Bildern erfolgt zweckmäßigerweise ein
Abgleich der jeweils zugrunde liegenden Koordinatensysteme. Die
Bildfusionseinheit weist dazu vorteilhafterweise geeignete Mittel
für eine
markerbasierte und/oder eine bildbasierte Registrierung der Bilddatensätze auf.
Bei der markerbasierten Registrierung werden die zu überlagernden
Bilder anhand gemeinsamer Bildelemente, so genannter Marker, durch
Translation und/oder Rotation und/oder Projektion bzw. Skalierung
zueinander ausgerichtet. Die Marker können anatomischen Ursprungs
oder auch künstlich
angebracht worden sein. Die Identifizierung und Zuordnung der Marker
erfolgt vorzugsweise automatisch mit Hilfe geeigneter Algorithmen
oder auch interaktiv im Dialog mit dem Benutzer. Bei der bildbasierten
Registrierung erfolgt der Bildabgleich anhand globaler morphologischer
Informationen, wobei als Maß für die Bildübereinstimmung
geeignete 2D- oder 3D-Korrelationsfunktionen auswertbar sind. Es
können
auch so genannte Momenten-basierte oder Kanten-basierte Methoden
zum Einsatz kommen. Da die SPECT-Einheit und die MRI-Einheit in
eine duale Modalität
integriert sind, ist durch die gemeinsam genutzte Patientenlagerung
ein einheitliches Koordinatensystem vorgegeben. Damit können die
Registrierung der Bilddatensätze
und die Bildfusion mit besonders hoher Präzision und Geschwindigkeit
erfolgen (hardwarebasierte Fusion).
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Um
mögliche
Patientenbewegungen während
der Untersuchung und insbesondere in der kurzen Übergangszeit, in der der Patient
von der SPECT-Detektoreinheit zur MRI-Detektoreinheit (oder umgekehrt)
geschoben wird, zu erkennen und bei der Bildfusion zu berücksichtigen,
ist die Bildfusionseinheit vorzugsweise dateneingangsseitig mit mindestens
einem am Patienten fixierbaren Bewegungssensor verbunden. Der Bewegungssensor kann
weiterhin mit der SPECT-Bildverarbeitungseinheit und/oder der MRI-Bildverarbeitungseinheit
verbunden sein, so dass bereits vor der Fusion eine entsprechende
Korrektur oder Aufbereitung der zu fusionierenden Einzelbilder erfolgen
kann. Die Registrierung und Fusion der Einzelbilder berücksichtigt
damit dynamische Effekte.
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Der
Bewegungssensor kann ein elektrisches, kapazitives, magnetisches,
akustisches oder optisches Wirkprinzip haben und für eine drahtlose Signalübertragung
vorteilhafterweise in der so genannten RFID-Transponder-Technologie
ausgeführt sein
(RFID = Radio Frequency Identification). Beispielsweise kann der
Bewegungssensor in Form eines RFID-Mikrochips in ein mit einer Klebefläche versehenes
Pflaster integriert sein, das dem Patienten während der Untersuchung aufgeklebt
und anschließend
entsorgt wird. Weiterhin kann zur Erfassung des Patientenvorschubs
ein Bewegungssensor am Patiententisch oder an der Patientenliege
angebracht sein. Dieser Bewegungssensor ist ebenfalls datenseitig
mit der Bildfusionseinheit und/oder mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit
(SPECT/MRI) verbunden, so dass die Vorschubbewegung bei der Bildrekonstruk tion
und insbesondere bei der fusionierten Bildrekonstruktion berücksichtigt
werden kann. In zusätzlicher
oder alternativer Ausgestaltung kann auch eine auf einer statistischen
Auswertung der Bildsignale beruhende rein mathematische Bewegungserkennung
und -korrektur im Bildrechner vorgesehen sein.
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Zusätzlich zu
den Bewegungssensoren kann vorteilhafterweise eine Anzahl von datenseitig
mit der jeweiligen Bildverarbeitungseinheit (SPECT/MRI) und/oder
mit der Bildfusionseinheit verbundenen physiologischen Sensoren
vorgesehen sein. Derartige Sensoren können insbesondere zur Aufnahme von
Organbewegungen, wie etwa der Bewegung des Herzens, des Brustkorbs
und der Blutgefäße ausgelegt
sein. Beispielsweise kann so die Atmung oder die Gefäßpulsation
gemessen oder ein EKG aufgenommen und bei der Bildrekonstruktion
bzw. bei der Bildfusion berücksichtigt
werden. Die zur Korrektur bzw. Eliminierung derartiger Bewegungsartefakte zweckmäßigen Methoden
und Algorithmen sind dem Fachmann bekannt. Das software- oder hardwaremäßig implementierte
Korrekturverfahren wird auch als Gating bezeichnet. Zur Beseitigung
der Atmungsartefakte kann beispielsweise ein Brustband genutzt werden,
das über
entsprechende Sensoren die Atemamplitude und die Atemfrequenz ermittelt.
Alternativ kann die Amplitude und die Frequenz aus der Hüllkurve
des EKG-Signals berechnet und einer in die Bildverarbeitungseinheit
integrierten Korrektureinheit zugeführt werden. Zusätzlich kann
das Pulsen der Gefäße durch
Auswertung des EKG-Signals oder der Blutdruckkurve ermittelt werden.
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Weiterhin
kann mit einem oder mehreren innerhalb SPECT-Gantry und/oder der
MRI-Gantry und/oder an der Patientenliege montierten Magnetfeldsensoren
die Stärke
und Ausdehnung der magnetischen Felder – inklusive der Kompensationsmagnetfelder – erfasst
werden und bei der jeweiligen Bildrekonstruktion (SPECT und/oder
MRI) berücksichtigt
werden. Insbesondere kann es vorgesehen sein, die durch den Einfluss
der Kompensationsmagnetfelder hervorgerufenen Feldinhomogenitäten innerhalb der
MRI-Untersuchungsröhre
bei der MRI-Bildrekonstruktion bzw. der Artefaktkorrektur zu berücksichtigen.
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Vorteilhafterweise
sind das SPECT-Subsystem und das MRI-Subsystem sowie gemeinsam genutzte
Komponenten der Modalität
zwecks Datenaustausch an einen gemeinsamen System-Datenbus angeschlossen.
Die gemeinsamen Komponenten umfassen neben der bereits erwähnten Bildfusionseinheit
und der Displayeinheit einen Datenspeicher, insbesondere zur Speicherung
der aufgenommenen Bilddaten, eine Eingabeeinheit und eine DICOM-Schnittstelle, über welche
ein Datenaustausch mit externen Modalitäten oder mit an das Intranet
eines Krankenhauses angeschlossenen Workstations erfolgen kann.
Durch diese Mehrfachnutzung einiger Komponenten können Raum
und Kosten eingespart werden. Eine gemeinsame Benutzerschnittstelle,
die an eine koordinierte und aufeinander abgestimmte Betriebsweise
des SPECT-Systems und des MRI-Systems angepasst ist, erleichtert
zudem die Bedienung der Anlage.
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Zur
Vermeidung von Artefakten, die durch eine evtl. Überlagerung der einzelnen Detektorsignale
(SPECT/MRI) hervorgerufen werden könnten, wird weiterhin vorgeschlagen,
die Bildsensoren zeitlich versetzt und getaktet aufzulesen. Dies
ist insbesondere dann sinnvoll, wenn der Patient ohne Unterbrechung
vom SPECT-Scanner in den MRI-Scanner vorgeschoben wird.
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Die
mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen insbesondere darin,
dass die von der kombinierten SPECT/MRI-Modalität erzeugten SPECT-Bilder und
MRI-Bilder in kurzer Zeit und mit hoher Registrierungsgenauigkeit
fusioniert werden können. Dabei
werden die Vorteile der auf eine Darstellung von Stoffwechselvorgängen und
Vitalprozessen ausgerichteten (funktionellen) SPECT-Bildgebung mit den
Vorteilen der strukturellen MRI-Bildgebung, welche insbesondere
eine differenzierte Weichteildarstellung ermöglicht, vereint. Besonders
vorteilhaft für den
klinischen Arbeitsablauf ist die gemeinsame Benutzerschnittstelle.
Gegenüber
der softwarebasierten Fusion der Bilder von getrennten Einzelmodalitäten ist
bei der dua len Modalität
eine wesentlich schnellere und sichere Planung, Führung und
Kontrolle der Untersuchung und Behandlung möglich. Da die MRI-Bildgebung
ohne ionisierende Röntgenstrahlung
auskommt, wird die Strahlenbelastung für den Patienten gegenüber der
SPECT/CT-Methode oder auch der PET/CT-Methode deutlich reduziert.
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Verschiedene
Ausführungsbeispiele
der Erfindung werden anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 einen
schematischen Überblick über eine
bildgebende medizinische Untersuchungsvorrichtung (Modalität) mit einem
integrierten SPECT/MRI-Scanner,
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2 einen
Schnitt durch einen mit Szintillationsdetektoren versehenen SPECT-Detektorkopf,
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3 ein
SPECT-Bild und ein korrespondierendes MRI-Bild sowie ein durch Fusion
der Einzelbilder erzeugtes Fusionsbild,
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4 eine
teilgeschnittene Ansicht einer kombinierten SPECT/MRI-Modalität ähnlich wie
in 1, jedoch mit einer alternativen Anordnung der einzelnen
Teilsysteme,
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5 schematisch
einen SPECT-Detektorblock,
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6 eine
alternative Ausführungsform
der kombinierten SPECT/MRI-Modalität mit einer einzigen Gantry,
und
-
7 eine
Prinzipskizze, die das getaktete, zeitversetzte Auslesen von Detektorsignalen
veranschaulicht.
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Die
in 1 in einem schematischen Überblick dargestellte medizinische
Untersuchungsvorrichtung 2, im Folgenden auch kurz als
Modalität
bezeichnet, umfasst eine auf dem Prinzip der Single-Photon-Emissions-Computertomographie
beruhende SPECT-Einheit. Die SPECT-Einheit umfasst im Ausführungsbeispiel
eine SPECT-Aufnahmevorrichtung 3 mit zwei Detektorköpfen 4,
die an einem in der Art einer ringförmigen Gantry gestalteten Traggestell 5 angebracht
sind. Jeder Detektorkopf 4 umfasst einen als Flachdetektor
ausgeführten
Gammadetektor 6, der im Ausführungsbeispiel gemäß 2 ein Szintillationsdetektor
ist. Ein derartiger Szintillationsdetektor weist eine Vielzahl von
arrayförmig
(schachbrettartig) angeordneten Szintillationskristallen 7,
z. B. auf Natrium-Jodid-Basis, sowie mit diesen über integrierte Lichtleiter 8 verbundene
Photomultiplier 9 auf. Alternativ kann der Gammadetektor 6 ein
Halbleiterdetektor mit arrayförmig
angeordneten Halbleiterelementen sein. Auf die strahlungssensitive
Detektoroberfläche 10 ist
ein Kollimator 11 zur Richtungskollimierung der auftreffenden
Gammaquanten 12 aufgesetzt. Auf der der Detektoroberfläche 10 abgewandten
Rückseite
befindet sich eine an die Photomultiplier 9 bzw. an die
Halbleiterelemente angeschlossene Auslese- und/oder Verstärkungselektronik 13.
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Die
Detektorköpfe 4 werden
während
einer SPECT-Untersuchung synchron und mit einer festen Winkelbeziehung
zueinander auf einer Kreisbahn oder einem Kreisbogen um den Untersuchungsbereich 14 gefahren
oder geschwenkt. Dazu ist ein in 1 nicht
näher dargestellter
Rotations- oder Schwenkantrieb in die SPECT-Gantry 5 integriert. Bei
der in 1 gezeigten Konfiguration liegen die strahlungsempfindlichen
Detektorflächen 10 der
Detektorköpfe 4 einander
diametral gegenüber (180°-Geometrie). Über einen
in die SPECT-Gantry 5 eingebauten Verstellmechanismus lassen
sich aber auch noch andere Anordnungen der Detektorköpfe 4 entlang
eines Kreisumfangs, d. h. andere Winkelbeziehungen einstellen, z.
B. 90° oder
76° bei
kardiologischen Untersuchungen. Während ihrer Bewegung um den
Untersuchungsbereich 14 registrieren die SPECT-Detektoren 6 – räumlich,
zeitlich und energetisch aufgelöst – die von
einer Strahlungsquelle emittierten, vergleichsweise energiereichen
Gammaquanten 12. Die Strahlungsquelle ist in diesem Falle ein
Mensch, nämlich
der zu untersuchende Patient 15, dem unmittelbar vor der
Untersuchung ein schwach radioaktiver Tracer injiziert wird, der
sich in bestimmten Organen, insbesondere in Tumoren, anreichert
und der sich daher inhomogen im Körper verteilt. Die am häufigsten
bei der SPECT eingesetzten Tracer sind beispielsweise Tc99m-MDP
(insbesondere bei der Knochen-Szintigraphie), Tl-201 oder Tc99m-MIBI
(Myocard-Perfusion) oder auch Jod-131 (Schilddrüsentumore). Tc steht dabei
für Technetium. Die
applizierte Substanzmenge ist äußerst gering und
liegt im subphysiologischen Bereich. Daher kommt es zu keiner Beeinflussung
des zu untersuchenden Stoffwechselvorgangs und zu keinerlei toxischen
Reaktionen.
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Die
zur Herstellung des Tracers erforderlichen Radionuklide werden in
einem Reaktor oder Zyklotron gewonnen. Da die Halbwertszeit der
bei der SPECT-Methode verwendeten Radionuklide größer ist
als bei der PET, muss der Reaktor oder das Zyklotron nicht unbedingt
in der Nähe
der medizinischen Untersuchungsvorrichtung 2 stationiert
sein. Von besonderer Relevanz ist in der Praxis die Herstellung der
Radionuklide im so genannten Radionuklidgenerator. Dabei entsteht
durch den Zerfall einer langlebigen radioaktiven Muttersubstanz
die gewünschte kurzlebige
Tochtersubstanz. Das chemisch unterschiedliche Verhalten von Muttersubstanz
und Tochtersubstanz erlaubt die einfache Abtrennung der Tochtersubstanz.
Ein bekanntes Beispiel ist das in der Natur nicht vorkommende 99m-Technetium, das wegen
seiner günstigen
Strahlungseigenschaften in der nuklearmedizinischen Bildgebung universell
eingesetzt wird. 99m-Technetium entsteht aus dem Zerfall von 99-Molybdän. Der dem
Patienten zu injizierende Tracer wird anschließend durch den Einbau des kurzlebigen
radioaktiven Nuklids in eine Trägersubstanz
mit dem gewünschten
metabolischen Verhalten gewonnen. Diese radiochemischen Herstellungsschritte
erfolgen unter üblichen
pharmazeutischen Bedingungen. Eine große Hilfe sind dabei so genannte
Markierungskits, bei denen es nur erforderlich ist, die leichtlöslichen
Reaktionspartner mit dem Radionuklid zu vermischen, woraus die injektionsfertige
Tracersubstanz entsteht.
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Beim
Zerfall des Radionuklids im Körper
des Patienten 15 werden Gammaquanten 12 freigesetzt. Im
Gegensatz zu der stark ionisierenden Alpha- oder Betastrahlung ist
die Gammastrahlung schwach ionisierend und hat im Bezug auf organische
Stoffe oder Gewebe eine gute Durchdringfähigkeit, so dass die meisten
der Gammaquanten 12 den Körper des Patienten 15 verlassen
und dann – je
nach momentaner Stellung der Detektorköpfe 4 – in den
um den Patienten 15 rotierenden Gammadetektoren 6 erfasst
werden.
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Die
derart aufbereiteten SPECT-Detektorsignale werden über einen
SPECT-Preprocessor 21 und eine SPECT-Bildverarbeitungseinheit 22 einem
System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt. Der
SPECT-Preprocessor kann auch in die SPECT-Bildverarbeitungseinheit 22 integriert
sein. In der SPECT-Bildverarbeitungseinheit 22 erfolgt
die eigentliche visuelle Umsetzung der SPECT-Signale in SPECT-Bilder,
in denen die räumliche
Verteilung des Tracers im Organismus des Patienten durch eine Farbskala
oder durch Graustufen kodiert dargestellt ist. Dabei werden auf
Basis der so genannten gefilterten Rückprojektion vorzugsweise komplette
3D-Volumendatensätze
ermittelt, aus denen sich 2D-Schnittbilder mit beliebiger Schnittebene
berechnen lassen. Der behandelnde Arzt kann die SPECT-Bilder – gegebenenfalls
nach einer im Folgenden noch zu beschreibenden Artefaktkorrektur – auf einem
Anzeigemonitor einer Displayeinheit 24 betrachten.
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Aufgrund
der metabolischen Wirksamkeit des Tracers liefert die SPECT-Bildgebung
wertvolle medizinische Informationen über im Organismus ablaufende
Stoffwechselvorgänge
(funktionelle Bildgebung). Allerdings ist die anatomische Zuordnung
der in den SPECT-Bildern gefundenen „Hot Spots", die beispielsweise einen Indikator
für Tumoren
oder Metastasen darstellen, aufgrund der vergleichsweise geringen
Auflösung
der SPECT-Methode und ihrer mangelhaften Sensitivität für anatomische
Strukturen, insbesondere bei der Verwendung moderner tumorspezifischer
Tracer, ausgesprochen schwierig. Aus diesem Grund ist in die bildgebende
Modalität 2 eine
weitere bildge bende Vorrichtung integriert, die in der Lage ist,
zu den SPECT-Bildern komplementäre Bildinformationen
zu liefern, welche insbesondere auch die umliegenden Weichteile
abdecken.
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Es
handelt sich dabei um eine Vorrichtung zur Magnetresonanztomographie
(MRI).
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Der
gelegentlich auch als Kernspintomograph bezeichnete Magnetresonanztomograph
umfasst eine einen zylindrischen oder tunnelförmigen Hohlraum 26 zur
Patientendurchführung
aufweisende MRI-Untersuchungsröhre 28 (Gantry),
in der konzentrisch um den Hohlraum 26 herum supraleitende Feldspulen 30 angeordnet
sind. Die Feldspulen 30 erzeugen ein zeitkonstantes, im
Wesentlichen homogenes Magnetfeld zur Polarisierung der Atomkerne im
Körper
des zu untersuchenden Patienten 15, der auf einer Patientenliege 32 liegend
durch den Hohlraum 26 gefahren wird. Der zeitlich konstante
Betriebsstrom für
die Feldspulen 30 wird von einer hier nicht gezeigten Stromquelle
geliefert. Eine zusätzliche
Homogenisierung des statischen Magnetfeldes im Messvolumen wird
durch die jeweils in einer Magnetbohrung befindlichen so genannten
Shims erreicht, meistens Eisenbleche in bestimmter Anordnung, oder
auch durch spezielle elektrische (Ausgleichs-)Feldspulen. Das statische,
homogene Magnetfeld im Hohlraum 26 der MRI-Gantry 28 – zumindest
der für
die SPECT-Detektoren 6 störende Anteil – ist parallel
zu deren Achse ausgerichtet; der Verlauf der magnetischen Feldlinien
ist durch den Richtungspfeil 36 angedeutet. Die zur Erreichung
des supraleitenden Zustandes der Feldspulen 30 erforderlichen tiefen
Temperaturen werden mit Hilfe einer hier nicht im Einzelnen dargestellten,
sondern lediglich durch den Kompressor 38 symbolisierten
Kühlvorrichtung erzeugt,
die ein Kühlmittel,
vorzugsweise flüssiges Helium,
durch entsprechende Rohrleitungen innerhalb der MRI-Untersuchungsröhre 28 pumpt.
Die MRI-Untersuchungsröhre 28 ist
als Vakuumbehälter (Kryotank)
konzipiert und mit einem äußeren Kälteschild 40 versehen,
wodurch eine gute thermische Isolierung realisiert ist.
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Die
konzentrisch in den Hohlraum 26 der Gantry 28 eingesetzten
zylinderförmigen
Gradientenspulen 42 besitzen jeweils drei Teilwicklungen,
die ein dem jeweils eingeprägten
Strom proportionales, räumlich
jeweils zueinander senkrechtes Gradientenfeld erzeugen, wobei die
zum Grundfeld 36 parallel gerichtete Komponente linear
mit der axialen Ortskoordinate zu- oder abnimmt. Die Gradientenspule 42 wird
jeweils von einer einen Gradientenpulsformgenerator 44 und
eine Anzahl von Gradientenstromverstärkern 46 umfassenden
Gradientenstromversorgung 48 mit einem zeitlich gepulsten
Gradientenstrom beaufschlagt, wodurch eine Ortskodierung des MRI-Signals
(selektive Anregung, Phasenkodierung, Frequenzkodierung) bewirkt
wird. Die Leitungen von der Gradientenspule 42 zur Gradientenstromversorgung 48 werden über Sperrfilter 53 geführt. Die
Schaltvorgänge
werden von einer Pulssequenzsteuerung 50 koordiniert, die
ihrerseits auf das Zeitsignal eines als Zentraluhr wirkenden quarzstabilisierten
HF-Generators 52 zurückgreift.
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Innerhalb
der Gradientenspule 42 befindet sich eine gleichermaßen als
Sende- und Empfangsspule wirksame Hochfrequenzspule 54 (HF-Resonator).
Sie hat die Aufgabe, die von einem Leistungssender abgegebenen HF-Pulse
in ein magnetisches Wechselfeld („Radiowellen") zur Anregung der
Atomkerne umzusetzen und anschließend das von dem präzedierenden
Kernmoment ausgehende Wechselfeld („Antwort") in eine dem Empfangszweig zugeführte Spannung
zu wandeln. Je nach dem zu untersuchenden Körperbereich werden alternativ
oder zusätzlich
so genannte Lokalspulen 56 zum Signalempfang eingesetzt.
Die HF-Spule 54 ist über
eine Sende- und Empfangsweiche 58 an den Senderzweig 60 bzw.
den Empfängerzweig 62 einer
HF-Einheit 64 angekoppelt. Senderseitig umfasst die HF-Einheit 64 einen über einen
Digital-Analog-Konverter 65 von der Pulssequenzsteuerung 50 angesteuerten
HF-Modulator 66 mit einem nachgeschalteten HF-Leistungsverstärker 68,
welcher HF-Pulse mit definierter Phase und Amplitude zur Anregung
von Kernresonanzen bereitstellt. Die Pulssequenzsteuerung 50 erzeugt außerdem den
Wandeltakt der empfangsseitigen Analog-Digital-Konverter 70,
die das empfangene Kernresonanzsignal (MR-Signal) nach ausreichender
Verstärkung
(Vorverstärker 72)
und Demodulation in den Niederfrequenzbereich (Demodulator 74)
in rechnerverwertbare Form umsetzen. Die derart aufbereiteten MR-Signale
werden anschließend
dem System-Datenbus 20 zur weiteren Verteilung zugeführt.
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In
der MRI-Bildverarbeitungseinheit 76, die als eigenständige Hardwarekomponente
oder auch als Softwaremodul eines programmierbaren Bildrechners
realisiert sein kann, erfolgt die eigentliche visuelle Umsetzung
der MRI-Signale in zwei- oder dreidimensionale MRI-Bilder. Meist
kommen dabei von der Fourier-Transformation abgeleitete Algorithmen
zum Einsatz. Dieser Vorgang wird auch als Bildrekonstruktion bezeichnet.
Bevorzugt werden komplette 3D-Volumendatensätze rekonstruiert, aus denen
sich zweidimensionale Schnittbilder mit beliebiger Schnittebene
errechnen lassen.
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Die
MRI-Bilder sind in der Displayeinheit 24 alleine oder gemeinsam
mit den korrespondierenden SPECT-Bildern als 2D-Schnittbilder oder als perspektivische
3D-Ansichten darstellbar. Besonders aussagekräftige Bilder entstehen bei
der Überlagerung
der SPECT- mit den MRI-Einzelbildern. Zu diesem Zweck ist eine Bildfusionseinheit 78 an
den System-Datenbus 20 angeschlossen, die einen Abgleich der
jeweiligen Bilddaten (Registrierung) und darauf aufbauend die eigentliche
Fusion vornimmt. Dabei werden bevorzugt komplette 3D-Volumendatensätze fusioniert.
Alternativ kann auch vorgesehen sein, zunächst eine Mehrzahl von SPECT-Schnittbildern
mit den entsprechenden MRI-Schnittbildern zu fusionieren, um erst
anschließend
aus den 2D-Fusionsbildern einen 3D-Volumendatensatz, d. h. ein kombiniertes,
dreidimensionales SPECT/MRI-Bild
zu konstruieren. Die Fusionsbilder können ebenfalls auf der gemeinsamen
Displayeinheit 24 angezeigt werden.
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3 zeigt
beispielhaft das Ergebnis einer derartigen Bildfusion: In der Mitte
ist ein SPECT-Bild 80 dargestellt. Die gestrichelten Pfeile
kennzeichnen in der SPECT-Darstellung gut sichtbare primäre Tumoren
sowie sekundäre
Tumoren und Metastasen. Im linken Teil der Figur ist ein zum SPECT-Bild 80 korrespondierendes
MRI-Bild 82 mit hoher Auflösung und mit differenzierter
Weichteil-Wiedergabe dargestellt, in dem aber die Tumore kaum sichtbar
bzw. nur teilweise sichtbar sind. Das rechts dargestellte Fusionsbild 84 kombiniert
die Vorzüge
der beiden Einzelbilder und erlaubt dem behandelnden Arzt eine präzise anatomische
Zuordnung der erkrankten Bereiche.
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Vor
der Anzeige der Einzelbilder und/oder der Fusionsbilder auf dem
Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 erfolgt zweckmäßigerweise
einer Korrektur von Bildartefakten, insbesondere von bewegungsbedingten
Bildartefakten, hervorgerufen z.B. durch die Atmung, den Herzschlag
oder die Gefäßpulsation
des Patienten 15 oder auch durch die durch den Richtungspfeil 86 angedeutete
Vorwärtsbewegung
der Patientenliege 32. Zu diesem Zweck ist, wie in 1 ersichtlich,
eine Bildkorrektureinheit 88 an den System-Datenbus 20 angeschlossen.
Die Artefaktkorrektur kann bereits auf der Ebene der SPECT- oder
MRI-Einzelbilder,
insbesondere bei der jeweiligen 3D-Rekonstruktion, erfolgen. Bei
der Aufbereitung der Bilder kommen Korrekturalgorithmen zum Einsatz,
die dem Fachmann geläufig
sind, so dass an dieser Stelle nicht weiter darauf eingegangen werden muss.
Außerdem
kann eine Korrektur der Strahlungsabsorption beim Durchgang der
Gammastrahlung durch den Patientenkörper erfolgen.
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Weiterhin
werden bewegungsbedingte Artefakte, insbesondere solche, die von
Organbewegungen herrühren,
bei der Bildfusion berücksichtigt
und eliminiert. Die Korrektureinheit 88 greift dabei dateneingangsseitig
auf die Sensorsignale einer Anzahl von Positions- oder Bewegungssensoren 90 und
von hier nicht dargestellten physiologischen Sensoren zurück, die über einen
Bewegungs- und Gatingprozessor 92 und/oder eine physiologische
Signalverarbeitungseinheit (nicht dargestellt) für die weitere Verwertung aufbereitet
und in den System-Datenbus 20 eingespeist werden. Die physiologischen
Sensoren umfassen Sensoren für
Puls, Respiration und Blutdruck sowie EKG-Elek troden. Der oder die
Positions- oder Bewegungssensoren 90 sind beispielsweise
an der Patientenliege 32 oder direkt am Patienten 15 angebracht.
Die Sensoren sind zumindest teilweise als RFID-Transponder ausgeführt, die über einen
zugeordneten RFID-Reader oder einen Signalempfänger 94 drahtlos ausgelesen
und gegebenenfalls angesteuert werden können. Vor dem Start der Untersuchung
muss der Bewegungssensor 92 in Bezug auf die räumlichen
Koordinaten der Untersuchungsvorrichtung kalibriert werden. Dazu
ist eine an den System-Datenbus 20 angeschlossene Kalibrierungseinheit 96 vorgesehen.
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An
den System-Datenbus 20 der Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2 ist
zur Kommunikation nach außen
eine DICOM-Schnittstelle 98 angeschlossen,
die mit einem Krankenhausinformationssystem (KIS) oder mit weiteren
bildgebenden Modalitäten
oder auch mit dem Internet in Verbindung steht. DICOM (Digital Imaging
and Communications in Medicine) ist ein offener Standard zum Austausch
von medizinischen Informationen, insbesondere von Bilddaten und
Patientendaten. Derartige Daten können vor ihrer weiteren Verarbeitung
oder Übermittlung über die
DICOM-Schnittstelle 98 in einem an dem System-Datenbus 20 angeschlossenen Bild-
und Datenspeicher 100 gespeichert bzw. zwischengespeichert
werden.
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Der
Anlagenrechner 102 ist für die Verwaltung der Messdaten,
Bilddaten und Steuerprogramme zuständig und koordiniert im Bedarfsfall
den Betrieb der anderen Systemkomponenten. Eine über den System-Datenbus 20 mit
dem Anlagenrechner 102 kommunizierende zentrale Ein- und
Ausgabeeinheit 104, die insbesondere eine Tastatur, eine
Computermaus, oder eine Bedienkonsole beinhaltet, erlaubt dem Benutzer
mittels entsprechender, vorzugsweise menügeführter oder dialoggestützter Eingabeoperationen
die Steuerung der gesamten medizinischen Untersuchungs- und Behandlungseinrichtung 2,
inklusive SPECT-System und MRI-System. Dabei sind alle wesentlichen
Betriebsoperationen, Untersuchungsprotokolle und häufig genutzten
Arbeitsabläufe
(Workflows) bereits vordefiniert. Nach der Auswahl eines Workflows
aus einer vorgegebenen Auswahlliste und gegebenenfalls nach manueller
Justierung einzelner Parameter laufen die zugehörigen Einzelvorgänge aufeinander
abgestimmt bzw. miteinander synchronisiert und weitestgehend ohne
Benutzerinteraktion automatisch ab. Der Benutzer kann dabei durch
entsprechende Eingaben auf der Ein- und Ausgabeeinheit 104 die
Bilddarstellung auf dem Anzeigemonitor der Displayeinheit 24 beeinflussen
und zweckmäßige Ansichten
oder Schnitte auswählen.
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Ein
typischer Workflow für
eine Untersuchung beinhaltet folgende Schritte:
- 1.
Injektion des SPECT-Tracers
- 2. Injektion von MRI-Kontrastmittel
- 3. Magnetresonanz-Untersuchung (MRI)
- 4. SPECT-Untersuchung
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Auf
die Injektion oder Verabreichung von MRI-Kontrastmittel (Schritt
2) kann unter Umständen verzichtet
werden. Die zeitliche Reihenfolge der Schritte 3. und 4. kann auch
vertauscht sein. Es kann also auch zuerst eine Ganzkörper-Untersuchung
mittels SPECT erfolgen und dann der MRI-Scan durchgeführt werden.
Während
der Untersuchung wird der Patient 15 auf der Patientenliege 32 vollautomatisch durch
die jeweiligen Untersuchungsbereiche (SPECT/MRI) der kombinierten
Modalität 2 hindurchgefahren.
Die Patientenliege 32 ist dazu mit einer in 1 nicht
näher sichtbaren
Antriebsvorrichtung ausgestattet. Im Ausführungsbeispiel gemäß 1 ist
die Patientenliege 32 derart ausgelegt und gelagert, dass
der Patient 15 während
des Scan-Vorganges zuerst durch den Untersuchungsbereich der SPECT-Aufnahmevorrichtung 3 und
anschließend durch
die MRI-Untersuchungsröhre 28 gefahren wird;
die Vorschubrichtung der Patientenliege 32 ist durch den
Richtungspfeil 86 veranschaulicht. Es kann aber auch eine
alternative Anordnung wie in 4 vorgesehen
sein, bei der die zeitliche Reihenfolge des Patientendurchtritts
durch die Detektorregionen (SPECT/MRI) vertauscht ist. Idealerweise
ist die duale Modalität 2 von
beiden Enden zugänglich, so
dass der Patient 15 sowohl von der SPECT-Seite als auch
von der MRI-Seite her in die Anlage eingefahren werden kann.
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Es
kann auch sinnvoll sein, vor der SPECT/MRI-Untersuchung in einer
externen CT-Modalität
hoch auflösende
CT-Bilder zu erstellen und diese dann softwarebasiert mit den SPECT-
oder MRI-Bildern oder den kombinierten SPECT/MRI-Bildern zu fusionieren.
Dazu können
die CT-Bilder über die
DICOM-Schnittstelle 98 der Funktionseinheit 100 zugeführt werden.
Weiterhin ist es möglich,
individuelle Untersuchungen nur mit SPECT oder nur mit MRI vorzunehmen.
Das nicht benötigte
Teilsystem der kombinierten Modalität 2 ist dann zweckmäßigerweise
deaktiviert.
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Zur
Abschirmung der magnetischen Streufelder zum Außenbereich der MRI-Untersuchungsröhre 28 hin
ist, wie in 1 ersichtlich, eine supraleitende äußere Schirmspule 108 konzentrisch
um die Feldspule 30 herum im Kryotank angeordnet. Der Windungssinn
der Schirmspule 108 ist demjenigen der Feldspule 30 entgegengerichtet,
so dass das mit der dritten Potenz des Abstandes abfallende Dipolfeld der
inneren Feldspule 30 weitgehend unterdrückt wird und nur ein mit der
fünften
Potenz abfallendes Quadropolfeld übrigbleibt. Darüber hinaus
sind noch spezielle Maßnahmen
zur Abschirmung der SPECT-Anlagenkomponenten, insbesondere der SPECT-Detektoren 6,
von den Restfeldern vorgesehen. Zum einen ist im Zwischenraum oder
im Übergangsbereich
zwischen der SPECT-Aufnahmevorrichtung 3 und der MRI-Gantry 28 ein
in der Art einer Ringblende gestaltetes ferromagnetisches Abschirmelement 110 angeordnet.
Weitere Abschirmelemente 112 sind in der Art eines Gehäuses um
die SPECT-Aufnahmevorrichtung 3 und/oder die MRI-Untersuchungsröhre 28 platziert.
Neben dieser passiven Abschirmung ist noch eine zusätzliche
aktive Abschirmung bzw. Kompensation der magnetischen Streufelder
durch am Rand der Patientendurchführung im Übergangsbereich zwischen der SPECT-Gantry 5 und
der MRI-Untersuchungsröhre 28 angeordnete
Kompensationsmagneten 114 vorgesehen. Das so erzeugte Kompensationsmagnetfeld 116 wirkt
der axial gerichteten Hauptkomponente des sta tischen MRI-Magnetfeldes 36 entgegen
und kompensiert dieses im Bereich der SPECT-Detektoren 6 zumindest
teilweise.
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Die
Gammadetektoren 6 der SPECT-Aufnahmevorrichtung 3,
von denen in 5 einer exemplarisch dargestellt
ist, sind durch eine hier nur schematisch angedeutete magnetisch
abschirmende Beschichtung 120 an der Außenseite, vorzugsweise eine
Metallbeschichtung oder eine Nanobeschichtung, besonders unempfindlich
gegenüber
den verbleibenden magnetischen Streufeldern 122. Im Ausführungsbeispiel
gemäß 5 umfasst
ein Detektorblock ähnlich
wie in 2 ein Array aus Szintillationskristallen 7 (z.
B. aus Wismutgermanat), die über integrierte
Lichtleiter optisch mit hier nur schematisch angedeuteten Photomultipliern 9 sowie
mit einer hier nicht dargestellten Auswerteelektronik verbunden sind.
Auch diese einzelnen Funktionseinheiten (Kristallelemente, Photomultiplier,
Lichtleiter, elektronische Bauelemente, Drähte, etc.) des Detektorblocks sind
vorteilhafterweise mit einer magnetisch abschirmenden Beschichtung
versehen. In einer alternativen, hier nicht gezeigten Variante ist
das jeweilige Detektorelement als Halbleiter-Detektorelement ausgeführt, wobei
auch in diesem Fall eine äußere und/oder
eine innere magnetische Abschirmung, z. B. durch eine Metallbeschichtung
oder eine Nanobeschichtung bzw. eine Einlagerung von Nanopartikeln, vorgesehen
ist.
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Da
Halbleiterdetektoren im Vergleich zu Szintillationsdetektoren besonders
unempfindlich gegenüber
magnetischen Störfeldern
sind, ist es bei dieser Variante auch möglich, den rotierenden Detektorkopf 4 innerhalb
der MRI-Untersuchungsröhre 28, d.
h. konzentrisch zwischen den felderzeugenden Spulen 30 und
der zylindrischen Patientendurchführung 26 anzuordnen.
Dies ist schematisch in 6 anhand eines Querschnitts
(linker Teil von 6) und eines Längsschnitts
(rechter Teil) durch die MRI-Untersuchungsröhre 28 dargestellt.
Die einzelnen Halbleiterelemente 124 des Detektorkopfes 4 sind
bei dieser „One-Gantry"-Ausführung zweckmäßigerweise derart
zueinander angeordnet, dass der Detektorkopf 4 eine ringabschnitts förmige Gestalt
mit einer (im Querschnitt betrachtet) kreisförmig gebogenen bzw. gekrümmten Detektoroberfläche 10 besitzt.
Der Detektorkopf 4 ist in Längsrichtung gesehen am Rand der
MRI-Gantry 28 angeordnet, um die Rückwirkung auf das MRI-Magnetfeld
im Zentrum der MRI-Gantry 28 gering zu halten.
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Um
eine unerwünschte
wechselseitige Beeinflussung der PET-Detektorsignale und der MRI-Detektorsignale
auszuschließen,
werden die signalgebenden Detektoren 6, 54 zeitversetzt
(getaktet) ausgelesen. Dies ist schematisch in 7 illustriert.
Der Reihe nach repräsentieren
die dargestellten Graphen, in denen die Abszisse jeweils die Zeit
t darstellt, von oben nach unten:
- 1. den zeitlichen
Verlauf der vom HF-Resonator 54 der MRI-Untersuchungsröhre 28 ausgesandten
Hochfrequenzpulse,
- 2. das als Antwort empfangene MR-Signal, das die Grundlage für die Bildrekonstruktion
darstellt,
- 3. die Ausleseintervalle oder Zeitfenster für die SPECT-Quantendetektoren 6, jeweils
dargestellt durch eine rechteckförmige
Signalzacke über dem
Niveau der Basislinie,
- 4. die Ausleseintervalle für
die physiologischen Sensoren, wie z. B. EKG oder Respirationssensoren,
und
- 5. die Ausleseintervalle für
die Positionssensoren 90.
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Das
modulierte HF-Signal wird gepulst vom HF-Resonator 54 innerhalb
der MRI-Gantry 28 emittiert, so dass auch das als Antwort
empfangene MR-Signal aus zeitlich voneinander getrennten Signalpaketen
oder Pulsen besteht. Jeweils kurz nach (oder vor) einem MR-Puls
werden die Gammadetektoren 6 der SPECT-Aufnahmevorrichtung 3 ausgelesen,
so dass sich die Ausleseintervalle für das MR-Signal nicht mit denen
für die
SPECT-Detektoren 6 überlappen.
Die Frequenz der Taktung ist einstellbar bzw. konfigurierbar. Die
SPECT-Quantendetektoren 6 werden im Wesentlichen zeitgleich
mit den physiologischen Sensoren ausgelesen, da eine derartige Korrelation
für die
Artefaktkorrektur und das Gating vorteilhaft ist.