DE3517101C1

DE3517101C1 - Vorrichtung zur digitalen Subtraktions-Angiographie im Energiesubstraktions-Modus

Info

Publication number: DE3517101C1
Application number: DE3517101A
Authority: DE
Inventors: Wolf-Rainer Dr. Dix; Claus-Christian 2000 Hamburg Glüer; Walter Dr. 2081 Appen Graeff
Original assignee: Deutsches Elektronen Synchrotron DESY
Current assignee: Deutsches Elektronen Synchrotron DESY
Priority date: 1985-05-11
Filing date: 1985-05-11
Publication date: 1986-10-09
Also published as: US4736398A

Description

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sches und damit als sogenannter polychromatischer oder »weißer« Strahl 7 abgestrahlt wird. Dieser »weiße« Strahl 7 wird durch ein nicht dargestelltes System von Kollimatoren und Blenden auf einen Monochromator t geleitet, der in F i g. 2 im einzelnen dargestellt ist. Der Monochromator 1 befindet sich im Falle von DORIS etwa 30 bis 35 Meter vom Quellpunkt der Strahlung entfernt. Der »weiße« Strahl 7 hat in der Nähe seines Quellpunktes im DORIS einen etwa elliptischen Strahlquerschnitt, dessen kleine Achse etwa 2 mm lang ist, während die Länge der horizontal liegenden großen Achse etwa 4 mm beträgt. Der Monochromator 1 wird vorteilhaft auf halber Strecke zwischen dem Quellpunkt und einem Detektor 3 aufgestellt. Durch Stra'hilblenden und natürliche Divergenz hat der Strahl am Ort des Monochromator 1 eine horizontale Breite von ungefähr 60 mm und eine Höhe von ungefähr 5 mm. Durch die Verwendung eines zweifachen Doppelkristall-Monochromators 1 entstehen zwei monoenergetische Strahlen mit einer Energie von E\ und E₂. Die monoenergetischen Strahlen E\ und E₂ fallen auf Szintillatorzeilen 2 und 2' am Eingang des Detektors 3. Dort haben sie einen Abstand von 1,5 mm und eine horizontale Breite von 120 mm und jeweils 0,5 mm Höhe. Vor den Szintillatorzeilen 2 und 2' befindet sich im Betriebszustand das zu untersuchende Objekt, beispielsweise ein Patient oder genauer gesagt dessen Herz, das in F i g. 1 schematisch angedeutet ist. Ebenfalls angedeutet ist eine Bewegung des Herzens in senkrechter Richtung, und zwar durch einen Pfeil A. Diese Bewegung wird durch einen nicht dargestellten Stuhl erreicht, auf dem die zu untersuchende Person Platz nimnmt. Der Stuhl läßt sich in gesteuerter Weise aufwärts und abwärts bewegen, wobei die Steuerung durch eine Steuerschaltung 5 erfolgt. In einer Ausführungsform führt der Stuhl eine Aufwärtsbewegung von etwa 40 cm durch, wobei die ersten

10 cm zur Beschleunigung des Stuhls und der darauf sitzenden Person, die anschließenden 20 cm seines Weges zur Bewegung mit konstanter Geschwindigkeit von 60 cm/s und die letzten 10 cm zur Abbremsung dienen. Dadurch wird das zu untersuchende Organ des Patienten, beispielsweise das Herz, in einer Zeit von etwa 200 msec, durch die beiden monochromatischen Strahlen E\ und E₂ bewegt. Ein und derselbe Untersuchungsort wird hierbei so schnell hintereinander mit dem Strahl E\ und dem Strahl E₂ abgebildet, daß sich die beiden Strahlbilder ohne weiteres subtrahieren lassen.

Fig.2 zeigt einen zweifachen Doppelkristall-Monochromator 1, bei dem der »weiße« Strahl 7 auf zwei hintereinander im Strahlengang des »weißen«. Strahls 7 angeordnete Laue-Kristalle 11 und 11' trifft und in seiner Fortsetzung von einem Absorber 15 aufgefangen wird. Der erste Laue-Kristall 11 wählt eine erste Energie Ei gemäß Bragg'scher Gleichung aus, die von einem ersten Bragg'schen Kristall 13 als monochromatischer Röntgenstrahl E₂ umgelenkt wird. Der zweite Laue-Kristall 11' wählt eine zweite Energie E₂ aus, und dieser Röntgenstrahl wird von einem zweiten Bragg'schen Kristall 13' als Röntgenstrahl der Energie E\ umgelenkt. Auf diese Weise sind die in Fi g. 1 angedeuteten monochromatischen Röntgenstrahlen der Energien .Ei und E₂ aus einem polychromatischen oder »weißen« Strahl 7 abgeleitet. In einer Ausführung sind die Laue-Kristalle

11 und 11' beispielsweise Si-111-Kristalle. Als Bragg'sche Kristalle 13 und 13' verwendet man in einer Ausführung Ge-111-Kristalle. Die Verwendung von Laue-Kristallen 11 und 11' in Verbindung mit Bragg'schen Kristallen 13 und 13' ermöglicht eine vertikale Strahlfokussierung.

Nachdem die beiden monochromatischen Strahlen E\ und E₂ das Herz eines Patienten, ein anderes Organ oder irgendeinen Gegenstand durchdrungen haben, treffen sie auf die in F i g. 3 besser erkennbare Szintillatorzeilen 2 und 2'. Die Szintillatorzeilen 2 und 2' sind auf die Stirnseite eines Lichtleiters aufsedimentiert, und zwar als Pulverschicht mit einer Dicke von etwa 200 und 300 μπι. Sie sind in einer Ausführung in je 255 Bildelemente von 0,5 χ 0,5 mm² Querschnitt aufgeteilt, indem sie an je 255 Glasfaserbündel 6 angekoppelt sind, die an einem Ende in einer Halterung zusammengefaßt und plangeschliffen sind. In einer anderen Ausführung ist das Szintillator-Material in kleine Kästchen eingebracht, die sich jeweils über den Bereich des oberen und unteren Röntgenstrahl E\ und E₂ erstrecken, so daß ein Kästchen jeweils ein Bildelement aus beiden Röntgenstrahlen erfaßt. Zu benachbarten Kästchen besteht eine Isolierung, so daß kein Übersprechen oder Stören stattfinden kann. Im Bereich des oberen und unteren Röntgenstrahl setzt dann jeweils ein erstes Glasfaserbündel 6 an. In einer anderen Ausführungsform ist der Szintillator als Kristall aufgebracht, wobei einzelne Bereiche durch Einsägen und Verspiegeln der Schnittflächen definiert sind. Dies ist beispielsweise in der DE-OS 31 40 145 beschrieben.

Wesentlich für die Erfindung ist es nun, daß die ersten 2 χ 255 Glasfaserbündel 6, die von den zwei übereinanderliegenden Szintillatorzeilen 2 und 2' ausgehen, wie dies in F i g. 3 und 4a angedeutet ist, so auf das Eingangsfenster 10 eines Bildverstärkers 4 geführt werden, daß sie einen größtmöglichen Abstand zueinander haben. Dies ist vorteilhaft durch ein hexagonales Muster, wie es in F i g. 4b angedeutet ist, zu erreichen. Bei einer kreisförmigen Bildverstärkerfläche mit 25 mm Durchmesser und Verwendung nur eines Bildverstärkers haben alle Bündel einen Mittenabstand von 0,97 mm. In einer anderen Ausführung werden die Glasfaserbündel gleichmäßig auf zwei Bildverstärker verteilt, wodurch ein Mittenabstand von 1,36 mm und somit ein noch geringeres Übersprechen der Bildinformation im Bildverstärker erzielt wird. So wird die zur Verfügung stehende Eintrittsfläche der Bildverstärker optimal ausgenutzt.

Als Bildverstärker 4 kommt nur ein verzerrungsfrei abbildender Bildverstärker in Frage, und zwar in der Regel nur ein nahfokussierender Bildverstärker. In einer Ausführung nach F i g. 3 wurde ein Bildverstärker 4 mit etwa 10Ofacher Verstärkung und einem Auflösungsvermögen von 30 Linienpaaren/mm eingesetzt. Von dem Ausgangsfenster 12 des Bildverstärkers 4 wird das Licht über 2 χ 255 zweite Glasfaserbündel 8 zu einer Fotodiodenzeile 9 weitergeleitet. Wesentlich bei der Ankopplung der zweiten Glasfaserbündel 8 an das Ausgangsfenster 12 ist, daß die Konfiguration der zweiten Glasfaserbündel 8 der Konfiguration der ersten Glasfaserbündel 6 an dem Eingangsfenster 10 entspricht. Das wird erreicht, indem die Glasfaserbündel 6, 8 einzeln durch eine Halterung mit dem Muster gemäß Fi g. 4b gefädelt und an der Stelle der Halterung durchgetrennt werden, wodurch dann die ersten Glasfaserbündel 6 und die zweiten Glasfaserbündel 8 entstehen. In einer Ausführung besteht die Halterung aus zwei identischen, aufeinanderliegenden Metallplatten mit dem Lochmuster gemäß F i g. 4b. Zur Abtrennung der Glasfaserbündel werden die beiden Metallplatten nach dem Durchfädeln der Glasfaserbündel 6,8 auf einen Abstand von etwa 0,5 cm auseinandergezogen, die Glasfaserbündel 6, 8 vergossen, damit das Muster von Fig.4b beibehalten wird,

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und dann wird zwischen den Platten durchgetrennt.

Nach dem Polieren der Schnittflächen werden diese an den Bildverstärker 4 an dem Eingangsfenster 10 bzw. dem Ausgangsfenster 12 mit einem lichtdurchlässigen Immersionsöl oder durch Verkleben angekoppelt. In einer anderen Ausführung besteht die Halterung aus einer Plexiglasplatte mit einem Lochmuster gemäß F i g. 4b. Nach dem Durchfädeln und Vergießen der Glasfaserbündel 6,8 wird die Plexiglasplatte senkrecht zu den Glasfaserbündeln 6, 8 durchgeschnitten, die Schnittflächen werden poliert und an den Bildverstärker 4 wie oben beschrieben angekoppelt. Die zweiten Glasfaserbündel 8 werden hinter dem Bildverstärker 4 zellenförmig zusammengefaßt, wobei jedes Glasfaserbündel 8 im Querschnitt so gewandelt wird, daß dieser genau der Oberfläche einer oder mehrerer Fotodioden der Fotodiodenzeile 9 entspricht. Somit erfolgt in bezug auf den Querschnitt der ersten Glasfaserbündel 6 am Ort des Szintillator eine echte Querschnittswandlung, ohne daß der Querschnitt der Einzelfasem geändert werden 20 muß. Hierdurch wird maximale Transmission und optimale Ausleuchtung der Fotodioden erzielt. Die zweiten Glasfaserbündel 8 werden mit der Fotodiodenzeile 9 gekoppelt, indem sie mit dieser beispielsweise verklebt oder mit einem lichtdurchlässigen Immersionsöl in engen Kontakt gebracht werden, welches Reflexionsverluste von Licht minimiert. Die Fotodiodenzeile 9 enthält beispielsweise 255 Bildelemente mit 0,1 χ 2,5 mm², wie in Fig.4c, wobei das Licht jedes Bildelementes der zweiten Glasfaserbündel 8 und damit auch der ersten Glasfaserbündel 6 vier Fotodioden beleuchtet. Das 256.

Bildelement wird zum Normieren auf konstante Eingangsintensität benutzt und wird ebenfalls durch den _s Bildverstärker 4 übertragen. In einer Ausführung wur- . • den zwei Fotodiodenzeilen benutzt. Die Ausgangssigna-Ie der Fotodioden werden von einem Analog/Digital-

Wandler in digitale Signale umgesetzt und einem Zwi- ^

schenspeicher 16 eingegeben, welcher dazu dient, einen Puffer zwischen einem nachgeschalteten Rechner 18 und dem Detektor 3 zu bilden, da der Detektor 3 schneiler Daten liefert, als sie von Rechner 18 abgespeichert werden können. Der Rechner 18 steuert dann in an sich bekannter Weise die Bildauswertung, indem er jeweils ein Bild der Energie E\ von einem zweiten Bild der Energie E₂ abzieht und das erhaltene Bild auf einem Monitor 20 anzeigt Außerdem ist der Rechner 18 für die Steuerung der gesamtem Vorrichtung verantwortlich, insbesondere für die Überwachung der Steuerschaltung 5, für die Steuerung des nicht dargestellten Stuhles, zur Bewegung des zu untersuchenden Gegen-Standes bzw. Körperteils durch die beiden Röntgenstrahlen E\ und E₂, für die Justierung des Monochromator 1, für die Auslesung.der Daten aus dem Detektor 3 und für die Koordination der gesamten Vorrichtung mit medizinischen Geräten, die für die Untersuchung notwendig sind, wie zum Beispiel einem EKG-Gerät

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

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Claims

1 2 .| Strahlverschlüsse abwechselnd zu ein und derselben φ Patentansprüche: Stelle des Detektors durchgelassen. Da die Absorption der Röntgenstrahlungen durch Jod oberhalb der Ab-

1. Vorrichtung zur digitalen Subtraktions-Angio- sorptionskante sechsmal so groß wie unterhalb davon graphie im Energiesubtraktions-Modus, 5 ist, die Absorption durch Gewebe und Knochen jedoch

gleich groß bleibt, ergibt sich ein deutlicher Jodkontrast,

— mit einem Monochromator (1) zur Erzeugung wenn man von dem mit der Energie E₂ erhaltenen ervon zwei monochromatischen Röntgenstrahlen sten Bild das mit der Energie E\ erhaltene zweite Bild unterschiedlicher Energie/ίΊ, E₂), abzieht. Hierzu ist jedoch eine sehr intensive Röntgen-

— mit einem im Strahlengang der Röntgenstrah- io strahlung erforderlich, die man beispielsweise als Synlen hinter dem Monochromator (1) angeordne- chrotronstrahlung an Hochenergiebeschleunigern oder ten Detektor (3), Speicherringen wie bei DESY oder bei SLAC in Stan-

— und mit einer Steuerschaltung (5), : ford erhalten kann.

Ein Nachteil der bekannten Vorrichtung besteht dar-

dadureh gekennzeichnet, 15 in, daß für den Strahlverschluß schnell bewegliche Teile

zur Freigabe des Röntgenstrahl erforderlich sind und

— daß der Detektor (3) zwei parallel im Abstand der Patient aufgrund der zwangsläufig vorhandenen zueinander angeordnete Szintillatorzeilen (2, Totzeiten bei der Strahlumschaltung nicht lückenlos ab-2'), mindestens einen Bildverstärker (4) und gebildet werden kann.

mindestens eine Fotodiodenzeile (9) aufweist, 20 Es ist Aufgabe der Erfindung, eine mechanisch verein-

wobei jede der beiden Szintillatorzeilen (2, 2') fachte Vorrichtung zur digitalen Subtraktions-Angio-

mit einem Röntgenstrahl unterschiedlicher graphie (DSA) im Energiesubtraktions-Modus zu schaf-

Energie (Ei, E₂) beaufschlagt wird, fen, welche eine praktisch lückenlose Abbildung des Pa-

— daß der Bildverstärker (4) eingangsseitig über tienten ermöglicht.

erste Glasfaserbündel (6) an die Szintillatorzei- 25 Diese Aufgabe wird bei einer Vorrichtung der ein-

len (2,2') und ausgangsseitig über zweite Glas- gangs genannten Art durch die im kennzeichnenden Teil

faserbündel (8) an die mindestens eine Fotodio- des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale gelöst,

denzeile (9) angeschlossen ist, wobei Durch die gleichzeitige Bestrahlung mit zwei Ront-

— die ersten und zweiten Glasfaserbündel (6, 8) genstrahlen arbeitet die Vorrichtung praktisch um einen jeweils von einer linearen Anordnung, bei der 30 Faktor 2 schneller, da keine Umschaltzeiten anfallen, die einzelnen Glasfaserbündel (6, 8) nebenein- Außerdem wird durch die erfindungsgemäße Ankoppander liegen, in eine das Eingangs- bzw. Aus- lung der Glasfaserbündel an die Szintillatorzeile eine gangsfenster (10 bzw. 12) des mindestens einen echte Querschnittswandlung vorgenommen, ohne daß * Bildverstärker (4) ausfüllende Anordnung über- eine Querschnittsänderung der Einzelfaser erfolgt, so ν gehen, bei der die einzelnen Glasfaserbündel (6, 35 daß ein Lichtverlust ausgeschlossen wird. Die Quer-

8) größtmöglichen Abstand voneinander haben. schnittswandlung erfolgt dabei in der Weise, daß an der ^

Eingangsseite des Bildverstärkers eine Umwandlung

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekenn- von zwei übereinanderliegenden Zeilen in eine Kreisfläzeichnet, daß die beiden Szintillatorzeilen (2, 2') im ehe und an der Ausgangsseite des Bildverstärkers von Abstand von 0,5—100mm, vorzugsweise 40 einer Kreisfläche in eine einzige Zeile erfolgt, die auf ein 0,5—10 mm, und insbesondere 1—4 mm angeordnet oder mehrere lineare Fotodiodenbausteine aufgeteilt sind. sein kann. Dies stellt zunächst nur eine Veränderung der

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch Position der Glasfaserbündel zur optimalen Ausnutgekennzeichnet, daß die Szintillatorzeilen (2, 2') je- zung des Bildverstärkers dar. An der Ausgangsseite des weils 50— 150 mm lang sind und eine Höhe von 45 Bildverstärkers erfahren die einzelnen Glasfaserbündel 0,1 —10mm,vorzugsweise0,1— 3mm,haben. aber noch eine zusätzliche Querschnittswandlung, indem ihre einzelnen Fasern, die einen Durchmesser von

, , 30 μπι haben, am Ausgangsfenster des Bildverstärkers

zu Bündeln von etwa kreisförmigem Querschnitt mit 50 0,7 mm Durchmesser zusammengefaßt sind und jeweils

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung nach dem aus etwa 200 bis 250 Fasern bestehen. An der Fotodio-

Oberbegriff des Anspruchs 1. denzeile sind sie hingegen zu einem rechteckigen Quer-

Eine derartige Vorrichtung ist bereits aus Nuclear schnitt von 100 μηι Breite und 2,5 mm Höhe zusammen-

Instruments and Methods in Physics Research 222 gefaßt, um die Fotodiodenzeile optimal auszunutzen.

(1984) Seiten 308—318, North-Holland, Amsterdam be- 55 Die Erfindung wird im folgenden anhand von Figuren

kannt. Sie dient dazu, sich bewegende Organe eines Pa- näher erläutert; es zeigt

tienten zu untersuchen, an welchen eine Anomalie ver- F i g. 1 eine schematische Anordnung der Vorrichtung

mutet wird. Ein Beispiel hierfür ist die Untersuchung des im Strahlengang eines Synchrotrons;

Herzens zur Feststellung, ob ein akuter Verschluß eines Fig. 2 einen zweifachen Doppelkristall-Monochro-

Herzkranzgefäßes durch ein Blutgerinsel zu befürchten 60 mator der Vorrichtung nach F ig. 1;

ist. Zu diesem Zweck wird dem Patienten ein Jodkon- Fig.3 ein schematisches Blockschaltbild des Detek-

trastmittel in eine Armvene injiziert und der Patient tors der Vorrichtung nach F i g. 1; und

wird zeilenweise nacheinander mit zwei zeilenförmig Fig.4 eine Darstellung der Glasfaserbündel-Quer-

kollimierten Röntgenstrahlen bestrahlt, von denen die schnittswandlung und deren Anordnung im Detektor

eine eine Energie £Ί knapp unterhalb der Jod-Absorp- 65 der Vorrichtung nach Fig. 1.

tionskante von 33keV und die andere eine Energie E₂ Fig. 1 zeigt als Röntgenstrahlungsquelle den Speiknapp oberhalb der Jod-Absorptionskante hat. Die bei- cherring DORIS in schematischer Andeutung, aus dem den Röntgenstrahlen werden durch zeitlich steuerbare die Synchrotronstrahlung in Form eines Frequenzgemi- 'f