DE3007815A1

DE3007815A1 - Positronenzerstrahlungs-abbildungsvorrichtung

Info

Publication number: DE3007815A1
Application number: DE19803007815
Authority: DE
Inventors: Christopher John Montreal Quebec Thompson
Original assignee: Individual
Current assignee: Montreal Neurological Institute
Priority date: 1979-08-27
Filing date: 1980-02-29
Publication date: 1981-03-19
Also published as: CA1117228A; JPS5636064A; SE8000911L; FR2464056A1; GB2058511A; SE436938B

Description

Die Erfindung betrifft allgemein die Positronenemissions-Tomographie und insbesondere Vorrichtungen, die eine Anordnung von Szintillationsdetektoren verwenden, um die Vernichtungsstrahlung des Positronenzerfalls nachzuweisen und diese Information zur Rekonstruktion einer Abbildung der Verteilung von positronenemittierenden Isotopen innerhalb eines Körpers zu nutzen.

Die Positronenemissions-Tomographie ist ein Verfahren zur Messung der Konzentration eines positronenemittierenden Isotops in einer Querschnittsebene durch einen Körper. Normalerweise wird das Isotop dazu verwendet, eine Substanz zu markieren, die in dem Blut zirkuliert und die in gewissen Geweben absorbiert werden kann. Das Verfahren ermöglicht die Bestimmung der tatsächlichen Konzentration in dem Schnitt bzw. der Scheibe, wenn die Vorrichtung in geeigneter Weise kalibriert ist.

Gewisse Isotope zerfallen unter Aussendung eines positiv geladenen Partikels mit der gleichen Masse wie das Elektron (Positron) und des Neutrinos aus dem Kern. Bei diesem Prozeß wird eines der Protonen in dem Kern ein Neutron, so daß dessen Ordnungszahl absinkt, während das Atomgewicht konstant bleibt. Dieses Positron wird mit einer kinetischen Energie von bis zu 2 MeV in Abhängigkeit vom Isotop ausgesandt und verliert diese Energie bei Kollisionen auf einem Weg von bis zu einigen Millimetern in Wasser. Wenn das Positron thermische Energien erreicht hat, tritt es in Wechselwirkung mit einem Elektron, so daß sich die beiden Teilchen gegenseitig auslöschen. Die Restmasse der zwei Partikel wird in zwei Gammastrahlen von 511 keV umgeformt, die mit 180 in den "Massenzentrums"-Koordinaten der ursprünglichen Partikel emittiert werden. Die beiden Gammastrahlen können durch geeignete Vorrichtungen nachgewiesen werden. Wenn diese Vorrichtungen die Energie der Gammastrahlen bei 511 keV messen

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und diese Energie fast gleichzeitig registrieren, dann darf angenommen werden, daß der Ursprung der Strahlung auf einer geraden Linie zwischen den beiden Detektoren liegt. Es können mehrere Detektoren in einer Anordnung verwendet werden, so daß viele koinzidente Ereignisse während des gleichen Zeitintervalls abgebildet werden können- Die Information aus diesen Detektoren wird dann in einem Rechner verarbeitet, wobei Abbildungs-Rekonstruktionsverfahren verwendet werden, um die Lage der Verteilung des positronemittierenden Isotops zu finden.

Eine Vorrichtung zur Abbildung von Positronenvernichtungsstrahlung besteht aus den folgenden grundlegenden Teilen:

1) Eine Anzahl von in einem präzisen geometrischen Muster angeordneten Detektoren. Diese Detektoren sind normalerweise Szintillationsdetektoren in einer oder mehreren Ebenen und diese Detektoren sind normalerweise in einem polygonalen Muster oder um den Umfang eines Kreises herum angeordnet. Szintillationsdetektoren emittieren einen Lichtblitz jedesmal, wenn sie eine Gammastrahlung absorbieren, die sich aus der gegenseitigen Vernichtung eines Positrons und eines Elektrons ergeben hat oder auch nicht. Die Intensität des Lichtblitzes ist proportional zu der Energie der Gammastrahlung.

2) Die Vorrichtung muß eine Einrichtung enthalten, um den Lichtblitz in einen elektrischen Ladungsimpuls zu verwandeln. Dessen Amplitude ist proportional zur Lichtintensität.

3) Die Vorrichtung muß eine Einrichtung enthalten, um festzustellen, daß der Ladungsimpuls aus einer Gammastrahlung entstanden sein könnte, deren Energie ungefähr äquivalent

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der Ruhemasse des Elektrons (511 keV) ist.

4) Die Vorrichtung muß eine elektrische Schaltung aufweisen, die feststellen kann, das zwei und nur zwei Detektoren
jeweils Gammastrahlen der entsprechenden Energie innerhalb eines kurzen Zeitintervalls (Koinzidenzauflösungszeit)
registrierten. Diese Detektoren haben dann ein "koinzidentes Ereignis" registriert.

5) Die Vorrichtung muß eine elektrische Schaltung aufweisen, die feststellt, welche zwei Detektoren von den vielen
möglichen Kombinationen das sogenannte "koinzidente Ereignis" aufzeichneten.

6) Die Vorrichtung muß einen Speicher aufweisen, in dem aufgezeichnet werden kann, wie häufig jedes Paar von Detektoren ein "koninzidentes Ereignis" aufzeichnet. Der Speicher kann ein Teil eines Speichers mit wahlfreiem Zugriff eines Rechners für allgemeine Anwendungen sein.

7) Die Vorrichtung muß einen Algorithmus verwenden, durch den die Information in dem Speicher in eine Abbildung der Verteilung der Positronenzerstrahlung pro Zeiteinheit in einem von den Detektoren umgebenen Querschnitt umgewandelt
werden kann. Die Folge der von diesem Algorithmus beschriebenen Schritte kann in einen Rechner für allgemeine Anwendungen einprogrammiert sein.

Es ist ein Hauptziel der Erfindung, eine Einrichtung zur gleichzeitigen Aufzeichnung von mehr als einer tomographischen Abbildung zu schaffen, und zwar durch verschiedene Querschnitte eines Patienten.

Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, getrennte Ringe von Detektoren für jede ungerade numerierte Schnittfläche zu

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verwenden, und koinzidente Ereignisse, die zwischen aneinandergrenzenden Detektorringen auftreten, dazu zu nutzen, eine zentrale oder gerade numerierte Schnittfläche bzw. Scheibe zu erzeugen.

Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, die Detektorringe in Bezug zueinander um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren zu versetzen, wodurch ermöglicht wird, daß eine Abbildung der zentralen Schnittfläche rekonstruiert wird, ohne daß die Detektorenanordnung während der Sammlung von Daten körperlich gedreht wird.

Zur Erreichung dieser Ziele ist erfindungsgemäß eine Eositronenzerstrahlungs-Abbildungsvorrichtung vorgesehen, die gekennzeichnet ist durch

a) eine erste Anordnung von N Detektoren, die in gleichen Abständen um einen in einer ersten gemeinsamen Ebene gelegenen ersten Kreis herum angeordnet sind,

b) eine zweite Anordnung von N Detektoren, die in gleichen Abständen um einen in einer zweiten gemeinsamen Ebene gelegenen zweiten Kreis herum angeordnet sind, wobei der erste und der zweite Kreis auf einer gemeinsamen Achse liegen, die erste und die zweite Ebene im Abstand zueinander parallel stehen und die Detektoren der ersten Anordnung mit Bezug zu den Detektoren der zweiten Anordnung um einen Winkel versetzt sind, der im wesentlichen gleich 360/2N⁰ gegenüberliegend der gemeinsamen Achse ist, und durch

c) möglicherweise andere Anordnungen von Detektoren, die abwechselnd in der gleichen Weise wie die Detektoranordnungen gemäß a) und b) versetzt sind.

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Erfindungsgemäß wird also eine Positronenzerstrahlungs-Abbildungsvorrichtung mit Detektorringen geschaffen, die
derart angeordnet sind, daß sie gleichzeitig mehr als eine
tomographische Abbildung durch unterschiedliche Querschnitte eines Patienten registrieren. Die Vorrichtung weist zwei oder mehrere konzentrische Kreisanordnungen von Detektoren
auf, wobei die Detektoren in einer Anordnung mit Bezug zu
den Detektoren der angrenzenden Anordnung versetzt sind.

Die Erfindung wird im folgenden beispielsweise unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert; es zeigt:

Fig. 1 ein allgemeines Blockdiagramm der Vorrichtung;

Fig. 2 eine Querschnittsansicht, in der dargestellt ist, wie die koinzidenten Ereignisse aus zwei Ringen
von Detektoren erhalten werden, um drei unabhängige tomographische Abbildungen von aufeinanderfolgenden Querschnitten durch einen Patienten zu erzeugen;

Fig. 3 die Detektoranordnung in einem Zwei-Ring-System, welches drei Querschnitts-Schnitte erzeugen kann; und

Fig. 4 eine Darstellung von zwei Ringen von Detektoren, wobei die Detektoren in einem Ring in Bezug zu
den Detektoren des anderen Ringes versetzt sind.

Das bevorzugte Ausführungsbeispiel der Positronenzerstrahlungs-Abbildungsvorrichtung 1 ist allgemein in der Fig. 1 dargestellt. Es ist erkennbar, daß die Vorrichtung aus zwei oder mehr Ringen von Detektoren 2, 2' besteht, die das abzubildende Objekt in zwei oder mehr Ebenen umgeben. Die elektrischen Sig-

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nale aus diesen Detektoren werden bei 4a ... 4n verstärkt, ihre Energie in den Energiediskrimxnatoren 5a ... 5n gemessen und die Ausgänge jedes Energiediskriminators werden in einer Koinzidenzschaltung 6 verarbeitet. Der Ausgang der Koinzidenzschaltung wird zum inkrementieren von Speicherstellen in einem Rechner für allgemeine Anwendungen verwendet. Der Rechner rekonstruiert dann eine Abbildung der Verteilung des Positronen-Abbildungsisotops in den Querschnitten, die abgetastet wurden.

Weitere Einzelheiten der Schaltung der Fig. 1 sind in der amerikanischen Patentanmeldung 070,066 vom 27. Aug. 1979 des Anmelders beschrieben.

Das bevorzugte Ausführungsbeispiel enthält zwei Ringe von 64 trapezoidförmigen Wismut-Germanat-Detektoren, die durch dünne Wolframtrennwände voneinander getrennt sind (siehe Fig. 2) .

Weitere Einzelheiten der Detektorgestalt und -anordnung für eine Positronenzerstrahlungs-Äbbildungsvorrichtung sind in der amerikanischen Patentanmeldung 330,087 vom 19. Juni 1979 des Anmelders beschrieben.

Diese beiden Ringe von Detektoren sind in Bezug zueinander um die

dreht.

um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren (2,8°) ge-

Im normalen Betrieb eines Einzelschnitt-Positronenzerstrahlungs-Detektorringes ist es wünschenswert, den einzelnen Detektorring mit schwingender Bewegung hin- und herzudrehen und zwar um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren. Der Zweck dieser Maßnahme besteht darin, die Anzahl von Punkten in jeder parallelen Projektion, die bei dem Abbildungs-Rekonstruktionsverfahren verwendet wird, zu verdoppeln.

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Der andere Zweck besteht darin, das zu untersuchende Objekt gleichförmig derart abzutasten, daß die Abtastung der Projektion an Punkten erfolgt, die nicht weiter voneinander entfernt sind, als die Hälfte der Breiten der Detektorpaar-Aperturfunktion. Dies ist erforderlich, um in der rekonstruierten Abbildung "Verwechslungsfehler" zu vermeiden.

Diese Schwingbewegung erfordert eine endliche Zeitspanne (bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel etwa eine drittel Sekunde), die die Rate, mit der aufeinanderfolgende Bilder erzielt werden können auf ungefähr eine zweidrittel Sekunde pro Bild begrenzt. Eine Abbildung kann aus einem "Zentralschnitt" zwischen den zwei Ebenen von Detektoren rekonstruiert werden, wenn zwei Detektorringe verwendet werden, wie in der Fig. 2 gezeigt. Da dieser Zentralschnitt bzw. diese Zentralschicht durch die doppelte Anzahl von Detektoren gesehen wird, wird auch die doppelte Anzahl von Zählwerten pro Zeiteinheit durch die Detektoren aus diesem Bereich aufgezeichnet. Deshalb kann eine Abbildung von der Zentralschicht in der Hälfte der Zeit rekonstruiert werden, die benötigt wird, um Daten der gleichen statistischen Genauigkeit von anderen Schichten zu erhalten. Durch Versetzen der Detektorringe um die Hälfte der Winkeltrennung zwischen den Detektoren, ist erkennbar, daß Daten aus der gleichen Anzahl von Punkten gesammelt werden, wie sie von einem einzelnen Ring in dessen normaler und gedrehter Position gesammelt würden. Der abgebildete Bereich wird daher fein genug abgetastet, um es zu ermöglichen, eine Abbildung einer zentralen Schicht zu rekonstruieren, ohne daß der Ring überhaupt gedreht werden muß. Dies bedeutet in der Praxis, daß Abbildung/der zentralen Schicht mit einer Geschwindigkeit rekonstruiert werden können, die nur durch die Menge des dem Patienten verabreichten Isotops, die für das letztlich erhaltene Bild erforder-

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liehe statistische Genauigkeit und die Übertragung von Rohdaten zu einer mehr permanenten Speicherung (Magnetscheibe) bestimmt ist.

In der Fig. 3 ist eine Seitenansicht von aneinandergrenzenden Teilen zweier Detektorringe U1 ... U64 in einem Ring und L1 ... L64 in dem anderen Ring dargestellt.

Die Detektorringe sind durch eine dünne Wolfram-Trennwand 230 voneinander getrennt, die das Durchdringen von unerwünschter Strahlung aus einem Detektorring zum anderen verhindert. Die benachbarten Detektoren in der gleichen Reihe sind ebenfalls durch Wolfram-Trennwände voneinander getrennt. Ein ringförmiger Kollimator ist ebenfalls zwischen den beiden Detektoranordnungen erforderlich, um zu verhindern, daß Strahlung von außerhalb der beobachteten Schnittfläche in einen der Detektoren eindringt. Dieser Sachverhalt ist am besten in der Fig. 2 gezeigt.

Die Fig. 3 und 4 zeigen die zwei Detektorringe 302, 304 in ihrer Zuordnung zueinander. Die Detektoren 2, 2¹ sind im Winkel um die Hälfte des von einem einzelnen Detektor überspannten Winkelbereichs getrennt. Die einzelnen Detektoren sind durch Wolfram-Trennwände 306, 308 in jedem Ring voneinander getrennt. Auch zwischen den zwei Detektorringen ist ein Wolfram-Blech 230 angeordnet.

Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel wird eine größere Anzahl von Detektorringen als zwei verwendet, wobei die Detektoranordnungen alternativ um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren versetzt sind, so daß bei N Ringen von Detektoren (2N-1) Querschnittsbilder erzielt werden können.

Durch die Erfindung können die folgenden Vorteile erzielt werden:

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Mehr Detektoren sehen die vom Patienten ausgehende Strahlung, so daß die Nutzung des dem Patienten verabreichten Isotops gegenüber dem Fall verbessert wird, bei dem nur eine Detektaranordnung verwendet wird.

Die Kodierung und Verarbeitung von Daten koinzidenter Ereignisse mit Detektoren in aneinandergrenzenden Schnittflächen, ermöglicht es, das gesamte Volumen abzubilden, wobei blinde Flecke beseitigt werden, die auftreten würden, wenn die koinzidenten Ereignisse von Kreuz-Schnittflächen nicht genutzt werden.

Die Verwendung getrennter Detektoren auf jeder Schnittfläche (im Gegensatz zu langen Detektoren und einer elektronischen Kodierung der Lage des Ereignisses innerhalb eines Detektors) ermöglicht eine Erhöhung der Zählraten-Leistung ohne Wirkungsgradverlust. Dadurch kann die Vorrichtung in einem weiteren Bereich von Zählraten arbeiten.

Durch Drehen der Detektoren in benachbarten Ringen um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren, kann die Abbildungszeit in einer gerade numerierten Schnittfläche um einen Faktor 2 verbessert werden. Dies ist darauf zurückzuführen, daß (a) die doppelte Anzahl von Detektorpaaren die mittlere Schnittfläche sieht, und daß (b) es normalerweise erforderlich ist, die Detektoranordnung um die Hälfte der Winkeltrennung der Detektoren zu drehen, um die gewünschte Raumauflösung und Abtastung der abgebildeten Ebene zu erzielen.

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Claims

Patentansprüche

M, Positronenzerstrahlungs-Abbildungsvorrichtung, gekennzeichnet durch

a) eine erste Anordnung von N Detektoren, die um einen in einer ersten gemeinsamen Ebene liegenden ersten Kreis herum in gleichen Abständen angeordnet sind, und durch

b) eine zweite Anordnung von N Detektoren, die auf einem in einer zweiten gemeinsamen Ebene liegenden zweiten Kreis in gleichen Abständen angeordnet sind, wobei

• der erste und der zweite Kreis koaxial auf einer gemeinsamen Achse liegen, die erste und die zweite Ebene parallel im Abstand zueinander stehen und die Detektoren in der ersten Anordnung mit Bezug zu den

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Detektoren in der zweiten Anordnung um einen Winkel versetzt sind, der im wesentlichen gleich 36O/2N° gegenüberliegend der gemeinsamen Achse ist.
2. Abbildungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß wenigstens eine zusätzliche Anordnung von N Detektoren vorgesehen ist, die in gleichen Abständen kreisförmig in einer oder mehreren von den gemeinsamen Ebenen beabstandeten Ebenen angeordnet sind, und daß die Detektoren in der zusätzlichen Anordnung relativ zu den Detektoren in einer angrenzenden der ersten oder zweiten Anordnung von Detektoren um 36O/2N° versetzt sind.

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