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Positronen-Emissions-Tomograph
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Die Erfindung betrifft einen Positronen-Emissions-Tomograph zur Aufzeichnung
der Ortsverteilung einer in einen zu untersuchenden Körper eingebrachten, Positronen
abstrahlenen Substanz, mit einer einen Behandlungsraum für den zu untersuchenden
Körper umschließenden Ringanordnung von Gammastrahlen-Detektoren, die mit Hilfe
einer Koinzidenzschaltung bei gleichzeitigem Eintritt von zwei im wesentlichen in
entgegengesetzten Richtung fliegenden, beim Zerstrählen eines Positrons mit einem
Elektron entstehenden Gammaquanten in jeweils einem Detektor ein Signal registrieren,
wobei die sich insgesamt ergebenden Signale von einer Auswerteinheit verarbeitet
werden, die die Aufzeichnung der Ortsverteilung erstellt.
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Mit Hilfe der Positronen-Emissions-Tomographie läßt sich der Werdegang
und das Schicksal einer in den zu untersuchenden Körper eingebrachten Substanz untersuchen,
die
entweder nur aus einem radioaktiven Isotop, das bei seinem Zerfall
ein Positron aussendet, oder aus einer ein solches Isotop enthaltenden chemischen
Verbindung besteht. Eine Vielzahl von Anwendungsmöglichkeiten gibt es vor allem
in der Biologie und Medizin, denkbar ist jedoch auch eine Anwendung im Bereich der
toten Materie, z. B. bei der Materialprüfung.
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Die von der in den Körper injizierten Substanz ausgestrahlten Positronen
werden innerhalb von etwa 10-12 Sekunden abgebremst und können dabei, je nach ihrer
Ausgangsenergie, Entfernungen bis zu etwa 0,5 Zentimetern zurücklegen. Nach größenordnungsmäßig
10 Sekunden zerstrahlt die Mehrzahl mit einem Elektron zu zwe Gammaquanten, die
im wesentlichen unter einem Winkel von 180 Grad zueinander in entgegengesetzten
Richtungen wegfliegen und jeweils eine Energie von etwa 0,5 MeV tragen.
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Diese Gammaquanten durchdringen den zu untersuchenden Körper und werden
nach ihrem Austritt von der Detektoranordnung des eingangs genannten Positronen-Emissions-Tomographen
registriert, in dessen Behandlungsraum der Körper gebracht worden ist. Infolge der
ringförmigen Anordnung einer Vielzahl von Detektoren erfassen diese alle in der
von ihnen aufgespannten Ebene austretenden Gammaquantenpaare, die jeweils von einem
radioaktiven Zerfall herrühren. In einem nachgeschalteten Computer der Auswerteinheit
werden dann für unterschiedliche Richtungen, in denen Gammastrahlung registriert
wurde, aus
den Meßdaten Profile konstruiert, die die Intensitätsverteilung
der Strahlung beiderseits von der Verbindungslinie zwischen zwei Detektoren wiedergeben.
Aus diesen Profilen errechnet dann der geeignet programmierte Computer.
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die örtliche Verteilung der Radioaktivität, also der Zerfallsstellen
des Isotops, innerhalb des in der Detektorenebene liegenden Querschnitts des untersuchten
Körpers.
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Die sich ergebende tomographische Aufnahme läßt sich als geometrisches
Bild auf einem Leuchtschirm abbilden oder mittels eines Schreibers ausdrucken.
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Eine dreidimensionale Aufzeichnung der Ortsverteilung der Zerfallsstellen
kann man entweder durch die Anordnung mehrerer Ringe von Detektoren, die gleichzeitig
benachbarte Querschnitte des Körpers aufnehmen, oder durch eine Relativverschiebung
zwischen Detektorenring und Körper sowie zeitlich aufeinanderfolgende Aufnahmen
erhalten.
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Aus solchen tomographischen Aufnahmen lassen sich Aussagen z. B. über
in einem tierischen oder menschlichen Körper ablaufende biochemische Prozesse oder
über Organ- und Gewebeveränderungen gewinnen. Dabei bietet die Positronen-Emissions-Tomographie
neben ihrer mit Bezug auf andere Untersuchungsmethoden der Nuklearmedizin genaueren
Lokalisierung der radioaktiven Substanz den weiteren Vorteil, daß praktisch von
jedem Element durch Protonen- oder Deuteronenbeschuß eines im Periodensystem benachbarten
Elementes ein Positronenstrahler hergestellt werden kann.
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Für biologische und medizinische Untersuchungen besonders geeignet
sind die Isotope Sauerstoff-15 (Halbwertszeit ca. 2 min), Stickstoff-13 (Halbwertszeit
ca. 10 min) und Kohlenstoff-11 (Halbwertszeit ca. 20 in in), da biologische Systeme
vorwiegend aus Verbindungen dieser Elemente und Wasserstoff - hierzu gibt es kein
Isotop, das ein Positron emmitieren könnte - bestehen. Vor allem mit Hilfe dieser
Isotope und ferner dem Isotop Fluor-18 (Halbwertszeit ca.
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110 min) lassen sich viele physiologische Substrate markieren oder
analoge Verbindungen davon herstellen, die im Stoffwechsel bis zu einem gewissen
Punkt in gleicher Weise wie das natürliche Substrat umgesetzt werden.
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Um ein Beispiel zu geben: Zu den ersten Messungen, die mit Hilfe der
Positronen-Emissions-Tomographie gemacht wurden, gehört die schichtweise Bestimmung
des Blutvolumens im menschlichen Gehirn. Hierzu läßt man den'Patienten Luft einatmen,
die Spuren von Kohlenmonoxyd enthält, das mit Kohlenstoff-11 radioaktiv markiert
ist. Dieses 11C-Kohlenmonoxyd verbindet sich mit dem Hämoglobin in den roten Blutkörperchen
zu 11C-Carboxyhämoglobin und markiert so das Blut radioaktiv. Das örtliche Blutvolumen
im Gehirn läßt sich bestimmen, wenn man den Gehalt an 11C-Carboxyhämoglobin im Gehirn
aus den tomographischen Bildern bestimmt und mit dem Gehalt dieses Hämoglobins im
dem Patienten während der Aufnahme abgenommenen venösen Blut vergleicht.
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All dies ist bekannt und ausführlicher z. B. in dem Ubersichtsartikel
2'Tomographie mit radioaktiv markierten Substanzen in der Zeitschrift "Spektrum
der Wissenschaft", Dezember 1980, Seiten 121 bis 133 beschrieben. Ergänzend wird
lediglich nochmals darauf hingewiesen, daß die Positronen-Emissions-Tomographie
grundsätzlich nicht auf die Anwendung in Biologie und Medizin beschränkt ist, sondern
allgemein dann angewendet werden kann, wenn - aus welchen.
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Gründen auch immer - der Weg eines in einen Körper eingeführten. Positronenstrahlers
und seine Verteilung in dem Körper am Ende seiner Wanderung interessiert.
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Wie schon erwähnt, entsteht jedes im Positronen-Emissions-Tomograph
registrierte Gammaquantenpaar erst beim Zusammentreffen des jeweiligen Positrons
mit einem Elektron und somit in einiger Entfernung zum'eigentlich interessierenden
Ort des zerfallenden Nuklids, so daß eine tomographische'Aufnahme mit einer entsprechenden
Unschärfe behaftet ist, die sozusagen systemimmanent ist und deshalb auch durch
eine optimal entwickelte Auswerteinheit nicht beseitigt werden kann.
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Bei Verwendung der üblichen Positronenemitter liegt nun die genannte
Entfernung z. B. im lebenden Gewebe in der Größenordnung von Millimetern und kann
bis in den Zentimeter-Bereich reichen. Dies führt zu einer erheblich beschränkten
Auflösung der tomographischen Aufnahme und setzt dem Einsatz herkömmlicher Tomographen
bzw. der Aussagekraft
der hiermit gewonnenen Aufnahmen Grenzen.
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Der vorliegenden Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, einen
Positronen-Emissions-Tomographen der eingangs erwähnten Art zu schaffen, mit dessen
Hilfe sich die Ortsverteilung der jeweiligen radioaktiven Substanz genauer feststellen
läßt.
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Diese Aufgabe wird.erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß eine Einrichtung
zum Erzeugen eines Magnetfeldes im Behandlungsraum vorhanden ist, derart, daß die
Positronen zwischen ihrem Entstehungsort und dem Ort der Zerstrahlung im Magnetfeld
eine spiralähnliche Bahn durchlaufen.
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Während sich die Positronen ohne Magnetfeld in linearer Richtung,
gegebenenfalls mit Winkeländerungen an Streustellen, vom zerfallenen Nuklid entfernen,
wie es bei den bisherigen Positronen-Emissions-Tomographen geschieht, werden die
Positronen nunmehr durch das Magnetfeld auf eine um die Feldrichtung gekrümmte Bahn
gezwungen, wobei diese Bahn wegen der Abnahme der Gesehwindigkeit der Positronen
spiralförmig mit entsprechend abnehmendem Krümmungsradius verläuft. Hierdurch entfernen
sich die Positronen weniger weit von ihrem Entstehungsort, bis sie am Ende ihrer
Lebensdauer mit einem Elektron zerstrahlen. Somit wird die sich ergebende Bildschärfe
beträchtlich erhöht. Nunmehr lassen sich nicht'zur exakte
re Aussagen
aus einer tomographischen Aufnahme ableiten, man kann vielmehr auch kleinere Körper
oder Materialbereiche als bisher untersuchen. Dabei ist der zum Erzielen dieser
erheblichen Verbesserung zu treibende Aufwand verhältnismäßig gering und bringt
keine technischen Schwierigkeiten mit sich.
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Zweckmäßigerweise ist das Magnetfeld in axialer Richtung der Detektoren-Ringanordnung
gerichtet. Hierdurch erhält man in der Detektorenebene, also in dem jeweils betrachteten
Körperquerschnitt, ein von der Positronen-Aussenderichtung unabhängiges Verhalten
der Positronen, was zu einer isotropen Bildschärfe führt. Bei einem z. B. entlang
einem Durchmesser der Detektorenebene gerichteten Magnetfeld wäre die Ablenkung
der Positronen durch das Magnetfeld richtungs abhängig und die Bildschärfe somit
anisotrop.
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Um die Registrierung der Gammaquanten in den Detektoren nicht zu beeinflussen,
ist ferner die Einrichtung zum Erzeugen des Magnetfeldes zweckmäßigerweise außerhalb
des Behandlungsraumes angeordnet. Hierzu kann axial vor und/ oder axial hinter der
Detektoren-Ringanordnung eine Magnetanordnung vorgesehen sein, die bevorzugt von
einer Spulenanordnung gebildet wird, so daß das Magnetfeld einfach zl , durch Variation
des Spulenstromes verändert werden kann.
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Um über den gesamten Körperquerschnitt eine gleiche Auflösung zu erhalten,
kann man die Einrichtung zur Magnetfelderzeugung so ausbilden, daß das Magnetfeld
mindestens über die Abmessungen des zu untersuchenden Körpers oder Körperbereichs
homogen ist. Geeignet hierfür ist beispielsweise eine Anordnung, bei der axial vor
und axial hinter dem Behandlungsraum jeweils eine Feldspule angeordnet ist, derart,
daß sich eine Helmholtz-Spulenanordnung oder eine Gaugain-Spulenanordnung ergibt.
Mit solchen Spulenanordnungen lassen sich ausreichend homogene, allseitig zugängliche
und variable Magnetfelder erzeugen.
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Da die Erzeugung von Feldern hoher Homogenität mit einem erheblichen
Aufwand verbunden ist und da der gewünschte Effekt primär von der Größe des Magnetfeldes
und nicht von dessen Homogenität abhängt, kann hierbei auch so vorgegangen werden,
daß die Erzeugung des. Spitzenwertes des Magnetfeldes nur in dem zu untersuchenden
Bereich des Körpers, z. B. ein menschlicher Kopf, erfolgt. In einer solchen tomographischen
Aufnahme hebt sich dann dazuhin das Gebiet des Spitzenwertes des Magnetfeldes gegen
einen weniger scharfen Hintergrund ab, was die "Lesbarkeit" der tomographischen
Aufnahme erleichtert.
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Um das Gebiet des Sptzenwertes des Magnetfeldes bzw. den homogenen
Feldbereich auf die gewünschte Stelle ausrichten zu können, ist es zweckmäßig, die
Einrichtung zum Erzeugen des Magnetfeldes in den drei Raumrichtungen bewegbar anzuordnen.
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Unter Umständen kann des weiteren eine Einrichtung zum Fokussieren
der magnetischen Feldlinien oder zum Inhomogenisieren des Magnetfeldes von Vorteil
sein. Auch hiermit kann man ein kleineres Teilvolumen eines Körpers untersuchen,
indem man mit Hilfe einer solchen Einrichtung den Bereich erhöhter Flußdichte des
Magnetfeldes auf das ge.wünschte Teilvolumen richtet. Auch erhält man wiederum eine
mit Bezug auf das umliegende Volumen schärfere Abbildung.
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Überschlägige Berechnungen haben gezeigt, daß man mit einer Magnetflußdichte
in der Größenordnung von etwa 1 Tesla 2 Tesla 4 (1 Tesla = 1 Weber/m2 = 1kg/s x
A = 10 Gauß)oder höher, zweckmäßigerweise zwischen 1. und 5 Tesla, die mittlere
Entfernung des Zerstrahlungsortes vom zerfallenen Nuklid merklich herabsetzen kann.
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Für die Erzeugung solcher Magnet felder können bevorzugt supraleitende
Spulen verwendet werden.
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Wie schon oben angedeutet, ist die axiale Anordnung des Magnetfeldes
zweckmäßig. In diesem Falle wird die Projektion der Pos.itronen-Spiralbahn auf die
Ringebene der Detektoren zusammengezogen. Dagegen wird die maximal vpn den Positronen
zurückgelegte Strecke in axialer Richtung, also senkrecht zur Ringebene, wegen der
Parallelität zum Magnetfeld praktisch nicht beeinflußt. Es ist nun jedoch vorstellbar,
daß man für bestimmte Zwecke auch diese
Strecke verkürzen will,
z. B. wenn man außen größere Detektoren verwenden, damit mehr Gammaquanten einfangen
und die Strahlenbelastung z. B. eines Patienten vermindern will. Hierzu kann ein
zusätzliches radiales Magnetfeld von Interesse sein. Dieses kann dem axialen Magnetfeld
überlagert sein, trian könnte jedoch auch ein einziges schwenkbares Magnetfeld vorsehen,
das nacheinander in zwei rechtwinkelig zueinander stehende Raumrichtungen gebracht
wird. Durch eine solche Anordnung kann man mittels einer angepaßten Datenverarbeitung
die Auflösung weiter verbessern und ein scharfes Bild in allen drei Raumrichtungen
erhalten.
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Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nun anhand der Zeichnung
beschrieben. Es zeigen: Fig. 1 die Seitenansicht eines erfindungsgemäßen Positronen-Emissions-Tomographen
in stark schematisierter Darstellungsweise, Fig. 2 eine vergrößerte Ansicht des
Tomographen gemäß Fig. 1 in Richtung der Linie II-II in Fig. 1 gesehen, Fig. 3 und
Fig. 4 das Zerstrahlen eines Positrons mit einem Elektron ohne bzw. im Magnetfeld
und Fig. 5 den Längsschnitt einer das Magnetfeld erzeugenden
Spule
mit einer Einrichtung zum Fokussieren bzw. Inhomogenisieren des Magnetfeldes.
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Der in den Fig. 1 und 2 schematisch dargestellte Positronen-Emissions-Tomograph
enthält eine Vielzahl von Gammastrahlen-Detektoren 1, die gleichmäßig über den Umfang
verteilt sind rund eine einen zentralen Behandlungsraum 2 umschließende Ringanordnung
3 bilden. In diesen Behandlungsraum 2 bringt man den zu untersuchenden Körper, bei
dem festgestellt werden soll, wie sich eine in ihn eingebrachte, Positronen abstrahlende
Substanz verteilt bzw.
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wo sich diese abgelagert oder angesammelt hat. Im dargestellten Falle
handelt es sich um einen menschlichen Körper, der in liegender Weise mit seinem
Kopf im Behandlungsraum beispielsweise zur Bestimmung des Blütvolumens im Gehirn
angeordnet ist. Für diesen Zweck eignet sich mit dem Isotop Kohlenstoff-11 markiertes
Kohlenmonoxyd, das sich nach dem Einatmen mit dem Hämoglobin in den roten Blutkörperchen
zu 1c-Carboxyhämoglobin verbindet und auf diese Weise u. a. ins Gehirn gelangt.
Dieses Isotop Kohlenstoff-11 zerfällt mit einer Halbwertszeit von ca.
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20 min unter Abstrahlung eines Positrons (Maximalenergie ca. 1,0 MeV)
zu Bor-11 mit 5 Protonen und'6 Neutronen.
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Jedes so abgestrahlte Positron trifft nach einer gewissen Weglänge
in der durchschnittlichen Größenordnung von einigen Millimetern bis zu etwa einem
Zentimeter auf ein Elektron und zerstrahlt mit diesem zu zwei Gammaquanten,
wobei
eine Energie von insgesamt 1,02 MeV frei wird, die sich zu gleichen Teilen auf die
beiden Gammaquanten verteilt. Diese fliegen mit zu vernachlässigender Streuung um
180 Grad.versetzt nach entgegengesetzten Richtungen.
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Wegen der gleichzeitigen Erzeugung und der entgegengesetzten Richtungen
der beiden Gammaquanten läßt sich der Ort ihrer Entstehung sehr genau mit Hilfe
der zum Zentrum des Behandlungsraums 2 gerichteten'Detektoren 1 bestimmen.
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Dies ist in Fig. 2 angedeutet. Hier sind einige wenige Zerstrahlungsstellen
4 jeweils durch ein sternförmiges Kreuz gekennzeichnet, von dem in entgegengesetzte
Richtungen zwei die beiden Gammaquanten symbolisierende Pfeile zur Detektor-Ringanordnung
3 abgehen. Selbstverständich sind in Wirklichkeit die insgesamt vorkommenden Richtungen
der Gammastrahlen statistisch über den gesamten dreidimensionalen Raum verteilt,
während die Ringanordnung 3 nur die in der von ihr aufgespannten Ebene fliegenden
Gammaquanten erfaßt. Dies ändert jedoch nichts an dem Aussagegehalt der mit Hilfe
der Detektoren gewonnenen-Ergebnisse.
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Zur Ortsbestimmung der Entstehung des jeweiligen Quantenpaares werden
die kreisförmig angeordneten Detektoren 1 mit Hilfe einer Koinzidenzschaltung so
gekoppelt, daß nur bei gleichzeitigem Eintritt von zwei Gammaquanten in jeweils
einem
Detektor ein Signal registriert wird. Die Verbindungsgerade zwischen diesen beiden
Detektoren legt fest, innerhalb welchen Volumens die Gammaquanten im untersuchten
Gewebe. entstanden sind.. Die für die Signalregistrierung erforderliche Elektronik
ist in einem die Detektoren-Ringanordnung 3 umgebenden Bauteil 5 untergebracht und
interessiert hier nicht weiter.
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Die sich insgesamt ergebenden Signale werden von einer Auswerteinheit
mit einem auf an sich bekannte Weise geeignet programmierten Computer 6 verarbeitet,
der für unterschiedliche Richtungen, aus denen Gammastrahlen registriert wurden,
aus den Meßdaten Profile der Intensitätsverteilung der Strahlung beiderseits von
der Verbindungslinie zwischen zwei Detektoren konstruiert und hieraus die örtliche
Verteilung der Zerfallsstellen 4 innerhalb des in der Detektorenebene liegenden
Querschnitts errechnet. Diese Ortsverteilung wird auf einem Leuchtschirm oder mittels
eines Druckers aufgezeichnet. Eine solche tomographische Aufnahme stellt eine Schichtaufnahme
des betrachteten Körperquerschnitts dar. Mehrere solche Schichtaufnahmen - entweder
mittels Tomographen mit mehreren Detektoren-Ringanordnungen 3 oder mit Hilfe einer
einzigen Ringanordnung 3, durch die der Körper zum Anfertigen der verschiedenen
Querschnittsaufnahmen geschoben wird - ergeben eine dreidimensionale Aufzeichnung
der Ortsverteilung, beim genannten Beispiel der Zerstrahlungsstellen der Positronen
des Kohlenstoffs-11 im Gehirn.
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Es versteht sich, daß, wie einleitend schon erwähnt, je nach Anwendungsfall
unterschiedliche Positronenstrahler Verwendung finden.
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Bei tomographischen Aufnahmen interessieren nicht die Zerstrahlungsstellen
der Positronen, sondern die Entstehungsorte der Positronen. Deshalb ist nun bei
dem dargestellten Positronen-Emissions-Tomograph eine weitere Einrichtung vorgesehen,
mit deren Hilfe der Abstand zwischen dem jeweiligen Entstehungsort und dem Zerfallsort
eines Positrons möglichst klein gehalten wird. Hierdurch will man eine bessere Auflösung
bzw. Schärfe der Aufnahme hinsichtlich der Ortsverteilung der Entstehungsorte erhalten.
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Es handelt sich hierbei um eine Einrichtung zum Erzeugen eines Mågnetfeldes
im Behandlungsraum 2, das beim Ausführungsbeispiel in axialer Richtung der Detektoren-Ringanordnung
3 gerichtet ist,bei der Darstellung gemäß Fig. 1 also in bzw. parallel zur Zeichenebene
(siehe die eingezeichneten Pfeile 7) und bei der Darstellung gemäß den Fig.
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2 und 4 rechtwinkelig zur Zeichenebene (siehe die Kreise mit einfachem
Kreuz) verläuft. Die hiermit erzielte Wirkung ergibt sich aus einem Vergleich der
Fig. 3 und 4.
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Im Falle der Fig. 3 ist kein solches Magnetfeld vorhanden, und der
Abstand zwischen der das Positron e+ abstrahlenden Substanz 8 und der Zerstrahlungsstelle
4, an'dem das Posi -tron mit dem Elektron e zusammentrifft, entspricht im wesentlichen
der
vom linear fliegenden Positron zurUckgelegten Weglänge. Lediglich durch Winkeländerungen
an eventuellen Streustellen 9 kann sich eine geringfügige Verkürzung ergeben. Demgegenüber
wird beim Anlegen eines magnetischen Feldes (Fig. 4) das Positron auf eine gekrümmte
Bahn um die Feldrichtung gezwungen, wobei die Krümmung, wie eingezeichnet, infolge
der Abnahme der Geschwindigkeit, mit zunehmender Weglänge zunimmt, so daß das Positron
zwischen seinem Entstehungsort, dem Ort der strahlenden Substanz 8, und dem Zerstrahlungsort
4 eine spiralähnliche Bahn durchläuft. Hierdurch liegt bei gleicher Weglänge die
Zerstrahlungsstelle 4 dem Entstehungsort des Positrons weitaus näher als ohne Magnetfeld,
und je nach der Stärke des Magnetfeldes kann der Abstand etwa im Zehntel-Millimeter-
Bereich liegen. Die quantitative Berechnung der Wirkung des Magnetfeldes ist schwierig,
da die Geschwindigkeitsabnahme mit dem zurückgelegten Weg bei den Positronen keinem
einfachen Gesetz folgt. Es läßt sich jedoch sagen, daß ein bestimmtes Magnetfeld
ungefähr eine proportionale Reduktion der von einem Positron zurückgelegten geradlinigen
Strecke bewirkt. Dies rührt daher, daß langsamere Positronen zwar einen kleineren
Weg zurücklegen, ihre Bahn sich jedoch leichter krümmen läßt. Größenordnungsmäßig
dürfte ein merklicher Effekt bei Positronen aller in Frage kommenden Energien bei
einer Magnetflußdichte von etw 1 Tesla (1 Tesla. = w Weber/m² = 1 kg/s² x A = 104
Gauß) einsetzen. Von praktischer Bedeutung dürften Felder von etwa 1 bis 5
Tesla
sein. Auf diese Weise erhält man eine wesentlich bessere Auflösung bzw. eine schärfere
tomographische Aufnahme.
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Für die Erzeugung des Magnetfeldes stehen die gebråuchlichen Möglichkeiten
zur Verfügung. Beim Ausführungsbeispiel handelt es sich um eine axial vor und eine
axial hinter dem Behandlungsraum 2 angeordnete Feldspule 10 bzw. 11, die nach Art
von sogenannten Helmholtz-Spulen ausgebildet und angeordnet sind. Unter einer Helmholtz-Spulenaflordnung
versteht man ganz allgemein zwei gleichartige, koaxial angeordnete, vom gleichen
Strom durchflossene Spulen, die im Abstand ihrer Radien parallel zueinander aufgestellt
sind. Hierdurch erhält man ein im Bereich zwischen.den beiden Spulen 10, 11 homogenes
und allseitig zugängliches Magnetfeld. Diese beiden Feldspulen 10, 11 sind in der
Darstellung nach Fig. 2 nicht sichtbar, sie befinden sich oberhalb bzw. unterhalb
der Zeichenebene.
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Der freie Innendurchmesser d (Fig 5) der Spulen 10, 11 ist an den
Durchmesser des Behandlungsraums 2 angepaßt, so daß der zu untersuchende Körper,
beispielsweise eine menschliche Person, hindurchgeschoben werden kann. Durch-Variation
des Spulenstromes läßt sich die Magnetfeldstärke und somit die Scharfe der tomographischen
Aufnahme verändern.
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Sicherlich können auch andere Magnetanordnungen gewählt werden, ebenso
wie man das Magnetfeld prinzipiell auch nur durch eine einzige Spule z. B. axial
vor oder hinter'der Detektor-Ringanordnung 3 herstellen kann. Wegen der infolge.
der Feldhomogenität gleichmäßigen Bildschärfe ist aber die beschriebene Anordnung
vorteilhaft.
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Anstelle der Helmnoltz-Spulenanordnung könnte auch eine so-.
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genannte Gaugain-Spulenanordnung benutzt werden, bei der mehrere Helmholtz-Spulen
mit gemeinsamer Achse.und gemeinsamem Mittelpunkt vorgesehen sind, deren Radien
nach außen größer werden, so daß die Spulenpaare einen Doppelkegel mit einem öffnungswinkel
von 63,5 Grad bilden. Auch diese Variation der'Helmholtz-Spulenanordnung liefert
ein Magnetfeld großer Homogenität.
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In jedem Falle ist im fraglichen Feldstärkenbereich die Erzeugung
des Magnetfeldes mit Hilfe supraleitender Spulen am günstigsten.
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Aus Fig. 1 geht des weiteren hervor, daß die Einrichtung zum Erzeugen
des Magnetfeldes, beim Ausführungsbeispiel also die Feldspulen 10, 11, außerhalb
des Behandlungsraums der Ringanordnung 3 angeordnet sind, so daß die Registrierung
der Gammaquanten nicht zerstört wird, Die Einrichtung zum Erzeugen des Magnetfeldes
kann in den drei Raumrichtungen, also in axialer Richtung sowie in der rechtwinkelig
hierzu stehenden Ebene, bewegbar angeordnet
sein, um den Bereich
größter Magnetfeldstärke bzw.
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hoher'Homogenität auf die zu untersuchende Stelle richten zu können.
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Eine besonders einfache Einrichtung zum Fokussieren der magnetischen
Feldlinien bzw.zum Inhomogenisieren des Magnetfeldes ist in Fig. 5 beispielhaft
schematisch dargestellt. Hier ist ein Weicheisenkörper 12 z. B. stabförmiger Gestalt
mittels geeigneter Führungen in die Spulenanordnung, hierzu B. die Feldspule 11,
gemäß. Doppelpfeil 13 axial einfahrbar und gemäß Doppelpfeil 14 sowie rechtwinkelig
zur Zeichenebene in der Spulenebene verstellbar.
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Auch mit Hilfe einer solchen oder einer ähnlichen Einrichtung kann
man die Magnetflußdichte auf ein besonders interessierendes Teilvolumen des zu untersuchenden
Körpers konzentrieren, wodurch man gleichzeitig hier eine stärkere Krümmung .der
Positronenbahnen und somit eine größer Auflösung als im Restvolumen erhält, so daß
das nicht interessierende Restvolumen als weniger scharfer Hintergrund erscheint.
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Wie schon einleitend beschrieben ist, kann ein zusätzliches Magnetfeld
in radialer Richtung vorhanden sein, um die Auflösung auch in axialer Richtung zu
erhöhen und mit Hilfe einer geeigneten Datenverarbeitung ein scharfes Bild in allen.drei
Raumrichtungen zu erhalten. Anstelle hiervon kann auch ein einziges Magnetfeld,
beim Aus führ ungsbeispiel also die Spulenanordnung 10, 11, schwenkbar
angeordnet
sein, so daß in diesem Falle die erforderlichen Informationen nacheinander in die
Datenverarbeitung gelangen.
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