DE69215892T2

DE69215892T2 - Stellenempfindlicher gammastrahlungsdetektor

Info

Publication number: DE69215892T2
Application number: DE69215892T
Authority: DE
Inventors: Jon Anderson; Peter Antich; Robert Parkey
Original assignee: University of Texas System
Current assignee: University of Texas System
Priority date: 1991-10-29
Filing date: 1992-10-22
Publication date: 1997-05-15
Anticipated expiration: 2012-10-23
Also published as: ZA928298B; DE69215892D1; WO1993009447A1; IL103577A; AU3055192A; IL103577A0; CA2122493A1; EP0610422B1; JPH07500670A; EP0610422A1; JP3274136B2; US5281821A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Lokalisierung des Ursprungs bzw. Herkunftsorts eines Gammastrahls in einem Bilderzeugungssystem. Insbesondere betrifif die Erfindung ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung des Ursprungs eines Gammastrahls als Teil eines Verfahrens zum Abbilden von inneren Organen in einem Lebewesen.
Es gibt viele Situationen im Bereich der Medizin, wo es wünschenswert ist, Bilder der inneren Organe oder Körperfunktionen eines Patienten zu erhalten. Die derzeit dafür eingesetzte Bilderzeugungstechnologie umfaßt eine Vielzahl an Verfahren, wie z.B. Magnetresonanzabbildung (MRI), Computertomografie (CI), Einzelphotonenemissions- Computertomografie ("single photon emission computerized tomography", SPECT) und Positronenemissionstomografie (PET).
Im allgemeinen wird bei PET ein Radionuklid einem Lebewesen intern verabreicht. Ein Positron aus dem zerfallenden Radionuklid trifft auf ein Elektron und vernichtet bzw. zerstrahlt sich zusammen mit diesem, wodurch ein Paar 511 keV- Zerstrahlungsphotonen entsteht, die im Probanden in genau entgegengesetzten (180º) Richtungen von der Zerstrahlungsstelle weg emittiert werden. Durch Anordnen von Szintillationsdetektor-Bänken um den Probanden herum kann der Ursprung des Gammastrahls ermittelt werden. Die im wesentlichen gleichzeitige Detektion von Photonen an gegenüberliegend positionierten Detektoren definiert die Position der Positron-Elektron-Zerstrahlung, die an irgendeiner Stelle entlang einer direkten Linie zwischen den gegenüberliegenden Detektoren verläuft. Typische PET-Scanner oder Tomografen umfassen komplexe Computerdatensysteme zum Sammeln der erhaltenen Informationen und deren Verwertung zur Rekonstruktion einer Abbildung des Zielorgans unter Verwendung von mathematischen Verfahren, ähnlich jenen in der Computertomografie.
Die in der PET eingesetzten radioaktiven Isotope umfassen unter anderem ¹&sup8;F, das eine Halbwertszeit von etwa 110 Minuten besitzt, ¹¹C (Halbwertszeit etwa 20 Minuten), ¹³N (Halbwertszeit etwa 10 Minuten) und &sub1;&sub5;O (Halbwertszeit etwa 2 Minuten). Aufgrund der relativ kurzen Halbwertszeiten der eingesetzten Radioisotope werden diese typischerweise in einem vor Ort befindlichen Zyklotron oder einem anderen Ieilchenbeschleuniger produziert. Es gibt andere Nuklide, die entweder eine lange Halbwertszeit oder einen Vorläufer mit langer Halbswertszeit aufweisen. Diese können auch ohne vor Ort befindliches Zyklotron eingesetzt werden, sie weisen jedoch im allgemeinen weniger wünschenswerte chemische oder physikalische Eigenschaften auf. Die praktische Notwendigkeit eines Zyklotrons vor Ort sorgt für eine dramatische Kostensteigerung der PEI und beschränkte somit die Anzahl solcher Systeme in der Praxis.
Bei der SPECT wird hingegen ein einzelnes Photon von einem Radionuklid an einer Stelle im Körper des Patienten emittiert. Das Photon wird wiederum durch szintillierende Materialien detektiert, im Gegensatz zu PET wird jedoch der Ursprung des Photons durch Analysieren der Informationen ermittelt, die erhalten werden, wenn das einzelne Photon auf unterschiedliche Abschnitte einer Anordnung aus szintillierendem Material auffnift, was die Herleitung seines Wegs ermöglicht. SPECT arbeitet mit Isotopen längerer Halbwertszeit als PET, u.a. mit 99mTc (Halbwertszeit etwa 6 Stunden) und 20¹Tl (Halbwertszeit etwa 74 Stunden). Die bei der SPECT-Abbildung erzielbare Auflösung ist jedoch niedriger als jene bei aktuellen PET-Systemen.
Sowohl im PEI- als auch im SPECT-System nach dem Stand der Technik können die Szintillationsdetektoren die emittierten Photonen (auch als Gammas bezeichnet) aufgrund eines pHänomens detektieren, wonach ein Photon mit einem Atom des Szintillationsdetektors in Wechselwirkung tritt, der in Form eines Szintillations- Lichtleiters vorliegen kann. Diese Wechselwirkung führt zum Ausstoß eines sogenannten Photoelektrons oder Compton-Elektrons. Das ausgestoßene Elektron onisiert die Faser, wodurch es seine Energie verliert und die Emission von Lichtquanten verursacht. Das Licht breitet sich zu einem Ende der Faser hin aus, wo es z.B. mittels Photovervielfacher detektiert wird. Das ausgestoßene Elektron besitzt hingegen manchmal genügend Energie, um sich weiterzubewegen und zumindest mit einer weiteren Szintillationsfaser in einer Anordnung alternierender x-y-Ebenen aus orthogonalen Fasern in Wechselwirkung zu treten, was erneut zur Erzeugung von Licht in diesen Fasern führt. Durch Detektion des in den zwei oder mehr Fasern erzeugten Lichts und anschließende Ermittlung des Schnittpunkts dieser Fasern kann man die Stelle des Ereignisses bestimmen.
Es ist bei der elektronisch parallel gerichteten SPEGT-Abbildung entscheidend, daß der Weg des eintreffenden Gammastrahls bestimmt wird. Dies wird durch Detektieren zweier (Compton-)Ereignisse innerhalb des gleichen oder in zwei unterschiedlichen Detektoren ermöglicht; die Linie durch die zwei Punkte, an denen sich die Fasern schneiden, legt die Richtung des eintreffenden Gammastrahls fest.
Derzeit weisen sowohl das PET- als auch das SPECT-System eine weniger als optimale Auflösung und Effizienz der Detektion von Gammastrahlen auf. Zwei Faktoren, welche die Effizienz dieser Systeme beeinträchtigen, sind: (1) Gammas (Photonen), die durch die Szintillationsfaseranordnung hindurchtreten, ohne ein photelektrisches oder Compton-Ereignis zu erzeugen, und (2) Ereignisse, die nicht detektiert werden, da das Elektron zumindest zwei Faserschichten in der z-Richtung durchqueren muß, um Detektion zu ermöglichen. Dies bedeutet vor allem für SPECT-Systeme mit geringer Energie ein Problem. Eine Faser mit einem Durchmesser von beispielsweise 0,25 mm stoppt ein Elektron mit einer kinetischen Energie von 150 keV; eine Faser mit einem Durchmesser von 0,05 mm stoppt Elektronen mit 50 keV. Somit regen Compton- Wechselwirkungen von Gammastrahlen mit einigen hundert keV in Strahlungsdetektionssystemen nach dem Stand der Technik zumeist nur eine Faser an. In dieser Situation ist die Position des Ursprung des Gammastrahls ohne Verwendung von extrem feinen Fasern, die jedoch von Natur aus ineffizient und teuer sind, nicht detektierbar.
Die PCT-Anmeldung WO-85/04959 offenbart eine Gammaphotonen-Detektiervorrichtung, die eine regelmäßige Anordnung länglicher gammastrahlungsempfindlicher Elemente umfaßt, von denen jedes so positioniert ist, daß es als Reaktion auf ein empfangenes Gammaphoton im Element einen begrenzten Primärstrom von Lichtphotonen erzeugt. Eine weitere Anordnung länglicher Szintillations-Elemente verläuft in einem bestimmten Winkel zu den gammastrahlungs-empfindlichen Elementen. Jedes Szi nti 1 lations-Element reagiert auf das Auftreffen von Lichtphotonen, die von den gammastrahlungs-empfindlichen Elementen quer dazu emittiert werden, und erzeugt einen begrenzten Sekundärstrom von Lichtphotonen im Inneren des jeweiligen Szintillations-Elements.
Eine Arbeit mit dem Titel "High Solution Szintillating Fiber Gamma Ray Detectors for Medical Imaging" (1990 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Records Vol. 2, 27. Oktober 1990, S. 1128-1130, M. Atac et al.) offenbart die Verwendung übereinandergeschichteter Ebenen von Szintil lations-Lichtleitern. Wenn ein Cammastrahl auf eine Vielzahl an Fasern auftrifif, werden in jeder Faser Lichtströme erzeugt. Der Schnittpunkt der Fasern, in denen Ströme erzeugt werden kann benutzt werden, um die Position des Gammastrahls zu ermitteln.
Es besteht ein Bedarf an verbesserten Bilderzeugungsverfahren und -vorrichtungen, die die Unzulänglichkeiten des Stands der Technik - nicht nur bei PET und SPECT, sondern auch bei anderen Bilderzeugungstechnologien - verringern oder beseitigen.
In einem ersten Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Detektieren und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls in einem bilderzeugenden medizinischen Diagnosesystem, umfassend zumindest eine Primärfaser, die positioniert ist, Strahlung von einer Gammastrahlenquelle zu empfangen; zumindest eine Sekundärfaser, die die Primärfaser in einem Winkel schneidet, der nicht null ist; eine Vielzahl an Mitteln zum Detektieren von Licht, die mit der Primärfaser und der Sekundärfaser gekoppelt sind; und Mittel zum Sammeln und Verarbeiten von Daten aus den Mitteln zum Detektieren von Licht, um den Ursprung des Gammastrahls zu lokalisieren, worin die zumindest eine Primärfaser ein Szintillations-Lichtleiter mit einem Kern und einer Hülle ist und worin die zumindest eine Sekundärfaser ein Lichtleiter mit einem Kern und einer Hülle ist, optisch mit der Primärfaser gekoppelt ist und in physischem Kontakt mit dieser steht.
In einem zweiten Aspekt bietet die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Detektieren und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls in einem Patienten als Teil eines bilderzeugenden medizinischen Diagnosesystems, umfassend die folgenden Schritte: Emittieren eines Gammastrahls aus einer Gammastrahlenquelle im Körper eines Patienten; Ausstoßen eines Elektrons in einer Primärfaser, die ein Szintillations- Lichtleiter mit einem Kern und einer Hülle ist, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und dem Szintillations-Lichtleiter, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser bewirkt wird, Übertragen eines Teils der Lichtquanten von der Primäraser auf einen Sekundärlichtleiter mit einem Kern und einer Hülle, der die Primärfaser in einem Winkel schneidet, der nicht null ist, optisch an die Primärfaser gekoppelt ist und in physischem Kontakt mit dieser steht; Detektieren der Lichtquanten aus der Primärfaser und der Sekundärfaser; und Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Primärfaser durch Identifizieren der Stelle der optischen Kopplung zwischen der Primärfaser und der Sekundärfaser.
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Detektieren und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls, die in einem medizinischen diagnostischen Bilderzeugungssystem oder in Bilderzeugungssystemen für andere Anwendungen eingesetzt werden kann. Eine solche Vorrichtung kann folgendes umfassen: zumindest eine Primärfaser, die eine Szintiilationsfaser ist und positioniert ist, Strahlung aus einer Gammastrahlenquelle zu empfangen; zumindest eine Sekundärfaser, die die Primärfaser in einem Winkel schneidet, der nicht null ist, und in optischem Kontakt mit der Primärfaser steht; Mittel zum Detektieren von Licht, die mit der Primärfaser und der Sekundärfaser gekoppelt sind; und Mittel zum Sammeln und Verarbeiten von Daten aus den Mitteln zum Detektieren von Licht, um den Ursprung des Gammastrahls zu lokalisieren. Die Vorrichtung umfaßt vorzugsweise eine Vielzahl von Primärfasern und Sekundärfasern, wobei die Primärfasern in einer ersten Ebene im wesentlichen parallel zueinander angeordnet sind. Ebenso wird bevorzugt, daß die Sekundärfasern im wesentlichen parallel zueinander in einer zweiten Ebene angeordnet sind, die zur ersten ebene parallel ist und an diese angrenzt. In einer besonders bevorzugten Ausführungsform stehen die Primärfasern senkrecht zu den Sekundärfasern. Weiters können in einer bevorzugten Ausführungsform die zwei Faseranordnungen je nach der Stelle, an der der Gammastrahl zuerst in Wechselwirkung tritt, entweder als Primär- oder als Sekundärfaser dienen.
Die vorliegende Erfindung betrifif auch ein Verfahren zum Detektieren und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls in einem Patienten als Teil eines medizinischen diagnostischen Bilderzeugungssystems. Ein solches Verfahren umfaßt die folgenden Schritte: (1) Emittieren eines Gammastrahls aus einer Gammastrahlenquelle im Körper eines Patienten; (2) Ausstoßen eines Elektrons in einer Primärfaser, die eine Szintillationsfaser ist, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Szintillationsfaser, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser hervorgerufen wird; (3) Übertragen eines Teils der Lichtquanten von der Primärfaser zu einer Sekundärfaser, die die Primärfaser in einem Winkel schneidet, der nicht null ist, und in optischem Kontakt mit dieser steht; (4) Detektieren der Lichtquanten aus der Primärfaser in der Sekundärfaser; und (5) Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Primärfaser durch Identifizieren der Position des optischen Kontakts zwischen der Primär- und der Sekundärfaser. Bei elektronisch parallel gerichteter SPECT müssen die Schritte 2-5 zumindest einmal wiederholt werden.
In der vorliegenden Erfindung muß ein durch Gammastrahlenwechselwirkung freigesetztes Elektron nur in einer einzigen Faser Licht erzeugen - im Gegensatz zu den Anforderungen der Systeme des Stands der Technik, wonach ein solches Elektron Licht in zumindest zwei Fasern erzeugen muß. Ein Teil der Lichtquanten, die durch das Elektron erzeugt werden, bewegt sich zu den beiden Enden der ersten Faser und wird dort durch Photovervielfacher detektiert. Die verbleibende Menge oder ein Teil davon bewegt sich zu einer angrenzenden, vorzugsweise orthogonalen, Faser, die in optischem Kontakt mit der ersten Faser steht, und bewegt sich dann zu den beiden Enden dieser zweiten Faser, wo das Licht wiederum durch Photovervielfacher detektiert wird. Die von den Photovervielfachern für die zwei Fasern im wesentlichen gleichzeitig erzeugten Signale sowie der bekannte Schnittpunkt (optische Kontakt) der zwei Fasern identifizieren die Stelle, wo der Gammastrahl auf die Fasern auftraf, wodurch die Position des Ursprungs des Gammastrahls lokalisiert werden kann. Dieses Schema wird als "conference sensing" bezeichnet.
Es ist zu beachten, daß das zufällige Überlaufen (Übersprechen) des Lichtfelds von einer Faser zu angrenzenden Fasern im allgemeinen ein unerwünschter Effekt ist. Das "conference sensing" bezieht sich auf die verstärkte und regulierte Übertragung von Licht von einer Faser zu einer zweiten, die diese kreuzt, und auf die Unterdrückung des "Übersprechens".
Die vorliegende Erfindung kann in einer Vielzahl digitaler Bilderzeugungsanwendungen zum Einsatz kommen, z.B. in der Computertomografie, Positronenemissionstomografie, Einzelphotonenemissions-Computertomografie, Fluoroskopie und der digitalen Röntgenbilderzeugung.
Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Verwendung größerer Fasern als jener, die für Detektionssysteme nach dem Stand der Technik für die in der Nuklearmedizin eingesetzten Energien geeignet sind. Ein System mit solchen größeren Fasern weist gegenüber Systemen nach dem Stand der Technik zahlreiche Vorteile auf: (1) höherer Wirkungsgrad der Lichtquantenerzeugung (da das Elektron all seine Energie in einer einzigen Faser verliert und somit mehr Lichtquanten erzeugt), (2) stärkere Übertragung zu den Photovervielfachern (da die größeren Fasern in verstärktem Ausmaß Licht übertragen), (3) ein stärkeres Lichtsignal beim Photovervielfacher, das zu (4) höherer Detektorempfindlichkeit und (5) selbst bei relativ niedrigen Energien zu besserer Energieauflösung führt. Diese Vorteile resultieren wiederum in einer (6) höheren Effizienz, einer (7) präziseren Bestimmung der Richtung des ursprünglichen Gammastrahls, da die Genauigkeit sowohl von der auf das Elektron übertragenen Energie als auch von der Energieauflösung abhängt, und (8) einer beträchtlichen Verringung (etwa um einen Faktor 35) der Komplexität der Elektronik und der damit in Zusammenhang stehender Detektorkosten.
Fig. 1 zeigt das Grundprinzip der vorliegenden Erfindung sowie einen Querschnitt durch eine zweischichtige Faseranordnung, wobei die obere Schicht parallel zur Oberfläche der Abbildung und die untere Schicht senkrecht zur Oberfläche der Abbildung verläuft.
Fig. 2 zeigt einen Patienten in einer Bilderzeugungsvorrichtung, die eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellen kann.
Fig. 3 zeigt eine Querschnittsansicht einer PET-Detektorvorrichtung, die eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellen kann.
Fig. 4 zeigt eine Mehrschichtanordnung von Detektorfasern gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 5 zeigt eine mit mehreren Photovervielfachern gekoppelte Mehrschichtanordnung von Detektorfasern gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 6A zeigt eine erfindungsgemäße Vorrichtung in Form eines Blockdiagramms.
Fig. 6B zeigt in Form eines Blockdiagramms die Software, die mit der Vorrichtung aus Fig. 6A eingesetzt werden kann.
Fig. 7 ist eine grafische Darstellung der Anzahl an in zwei Fasern detektierten Counts, wenn optischer Kontakt zwischen den Fasern bestand und nachdem der optische Kontakt abgebrochen wurde.
Fig. 8 ist eine grafische Darstellung einer Simulation, welche die Anzahl der in unterschiedlichen parallelen Fasern in einer einzelnen (Y)-Ebene detektierten Counts zeigt, wenn in einer einzelnen orthogonalen Faser in einer angrenzenden parallelen (X)- Ebene Compton-Ereignisse auftreten.
Fig. 9 ist eine grafische Darstellung einer Simulation, welche den Einfluß des Abstands zwischen den Mittelpunkten der X- und der Y-Ebene auf die Anzahl an detektierten Photonen zeigt.
Fig. 10 ist eine grafische Darstellung einer Simulation, welche die Anzahl der in unterschiedlichen parallelen Fasern in einer einzigen (Y)-Ebene detektierten Counts zeigt, wenn in einer einzelnen orthogonalen Faser in einer angrenzenden paralleln (X)- Ebene Compton-Ereignisse auftreten, welche Ebene zusätzlich zu der einen Faser, in der die Compton-Ereign isse auftreten, mehrere parallele Fasern umfaßt.
Fig. 11 ist eine grafische Darstellung einer Simulation, welche den Einfluß des Abstands zwischen den Mittelpunkten der X- und der Y-Ebene auf die Anzahl an detektierten Photonen zeigt. Diese Grafik unterscheidet sich insofern von Fig. 9, als in diesem Fall sowohl die X- als auch die Y-Ebene mehrere parallele Fasern umfassen.
Die vorliegende Erfindung beruht auf der regulierten Übertragung von Licht zwischen Lichtleitern, um die Position einer Gammastrahlenwechselwirkung zu ermitteln. Fig. 1 veranschaulicht den grundlegenden Mechanismus.
Ein durch den Zerfall eines Radioisotops im Körper 2 erzeugtes Photon bewegt sich entlang eines Wegs 4 zur Detektionsvorrichtung 6, die eine erste Szintillationsfaser 8 umfaßt. Die Faser 8 besitzt einen Kern 9 und eine Hülle 11. Das Photon tritt mit einem Atom des Szintillationsfaserkerns 9 an einem Punkt 10 in Wechselwirkung, wodurch ein Elektron ausgestoßen wird. Das Elektron ionisiert die Faser 8, wodurch seine Energie an die Faser verloren geht. Ein Ergebnis dieses Energieverlusts ist die Aussendung von sichtbarem Licht; die Anzahl an erzeugten Lichtquanten ist proportional zu der vom Elektron entlang seines Wegs gespeicherten Energie. Die sichtbaren Lichtquanten verbreiten sich entlang der Faser 8 zu deren beiden Enden 12 und 14 hin aus, wo sie durch Photovervielfacher (in Fig. 1 nicht dargestellt) an den Enden der Faser detektiert werden. Jedes Ereignis, bei dem eine ausreichende Anzahl an Quanten detektiert wird, aktiviert die elektronischen Geräte zur Analyse und Aufzeichnung des Ereignisses (in Fig. 1 nicht dargestellt).
Unterhalb der ersten Szintillationsfaser 8 befindet sich eine orthogonale Anordnung von Lichtleitern 15. Diese Anordnung von Sekundärfasern 15 kann szintillierend sein oder nicht. Durch Entfernen eines Teils der Hülle der ersten Faser 8 und der Sekundärfasern 15 sowie durch Plazieren eines optischen Kopplungsmittels zwischen ihnen werden die erste Faser und die Sekundärfasern in optischen Kontakt gebracht. In einer alternativen Ausführungsform könnte ein optisches Kopplungsmittel ohne Entfernung der Hülle von den Fasern verwendet werden.
Einige der in der ersten Szintillationsfaser 8 erzeugten sichtbaren Lichtquanten werden, anstatt sich zu den zwei Enden 12 und 14 dieser Faser zu bewegen, dazu gebracht, von der ersten Faser 8 in zumindest eine Sekundärfaser 16 überzutreten, die mit der ersten Faser 8 in optischem Kontakt steht, Teil der Anordnung von Sekundärfasern 15 ist und die erste Faser 8 an oder nahe der Stelle des Gammastrahlereignisses schneidet.
Die zur zweiten Faser 1 6 übertragenen Lichtquanten bewegen sich in beide Richtungen zu den beiden Enden der zweiten Faser hin, wo (in Fig. 1 nicht dargestellte) Photovervielfacher sie in gleicher Weise wie an den Enden der ersten Faser detektieren.
Die nahezu gleichzeitige Detektion von Licht in der ersten Faser 8 und in der Sekundärfaser 16 sowie die Kenntnis des Schnittpunkts und der Stelle des optischen Kontakts dieser zwei Fasern ermöglichen die Bestimmung der Stelle des Compton- Ereignisses und somit die Berechnung des Ursprungs des Gammastrahls unter Anwendung von mechanischer oder elektrischer Kollimation. Im ersten Fall trennt eine Anordnung von Kollimatoren den Patienten von den Fasern; im zweiten werden zumindest zwei Wechselwirkungen gleichzeitig detektiert und die Richtung errechnet.
Fig. 2 zeigt ein Beispiel für eine erfindungsgemäße Vorrichtung. Ein Patient 30 ist in einem Stützring 32 positioniert. Dem Patienten 30 wird ein geeignetes Radioisotop verabreicht. Stapelanordnungen von Szintillationsfasern 34 können um den Patienten herum auf dem Stützring 32 angeordnet sein.
In einer PET-Anwendung emittiert das Radionuklid im Körper des Patienten ein Positron, das, nachdem es eine kurze Entfernung vom Kern weg zurückgelegt hat, mit einem Elektron in Wechselwirkung tritt. Die resultierende Zerstrahlung ergibt zwei Photonen mit einer Energie von 511 keV, die sich in exakt entgegengesetzten Richtungen bewegen. Fig. 3 zeigt den räumlichen Ursprung 50 des Gammastrahls, d.h. die Position der Paarzerstrahlung. Ein Photon 52 trifft auf einen Teil des Szintillationsfaser-Stapels 54 auf, das andere Photon 56 trifft auf den gegenüberliegenden Teil 58 des Szintillationsfaser-Stapels auf. Durch Bestimmen der zwei Punkte, an denen die Photonen zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt auftreffen, durch die Kenntnis der Flugzeit der Photonen und durch die Kenntnis des Zeitunterschieds zwischen dem Auftreffen der Photonen auf die Faser-Stapel kann die Ursprungsposition der Photonen berechnet werden.
Geeignete Szintillations-Lichtleiter können Durchmesser im Bereich von 0,01 bis 5 mm aufweisen. Ein geeignetes Material für solche Fasern ist z.B. mit Butyl-PBD (Phenylbiphenyloxadiazol) und POPOP (Diphenyloxazolylbenzol) dotiertes Polystyrol, vorzugweise mit einer Hülle aus PMMA (Polymethylmethacrylat; Dicke: 25 µm), das Photonen mit einer Wellenlänge von 420 nm erzeugt. Geeignete Fasern sind von Optectron (Frankreich), Bicron Corporation (Newburgh Heights, Ohio, USA), Mitsui Plastics und Kuraray/Kyowa (Japan) erhältlich.
Die Lichtleiter können einen runden Querschnitt oder andere Formen (z.B. die eines Quadrats) aufweisen. Runde Fasern sind oft vorzuziehen, wenn große Faserlängen (30- 100 cm) verwendet werden, da sie Lichtquanten effizienter von der Stelle der Wechselwirkung zu den Photovervielfachern an deren Ende übertragen. Die in positionsempfindlichen Detektoren verwendeten Lichtleiter sind typischerweise zumindest 20 cm lang. Quadratische Fasern werden bei einer kompakten Detektorkonstruktion bevorzugt, da sie das Detektorvolumen besser ausfüllen und zwischen zwei rechtwinklig zueinander angeordneten Fasern leichter ein optischer Kontakt hergestellt werden kann.
Die Fasern sind vorzugsweise in einer in Fig. 4 gezeigten Mehrschichtanordnung 80 angeordnet. Die Anordnung 80 besteht aus parallelen alternierenden Schichten 82, von denen jede aus einer Vielzahl von Lichtleitern 84 aufgebaut ist. Alternierende Schichten besitzen unterschiedliche Ausrichtungen in der X-Y-Ebene und bilden vorzugsweise einen Winkel zwischen 60-90º. Am bevorzugtesten sind sie orthogonal.
An Schnittpunkten in der Anordnung 80 steht ein Lichtleiter in einer Schicht mit einem Lichtleiter aus einer anderen, angrenzenden Schicht in einem Winkel, der nicht null ist, in Kontakt. Eine optische Verbindung wird an jedem der Schnittpunkte geschaffen. Dies kann auf unterschiedliche Weise erfolgen.
In der bevorzugten Durchführungsart, bei Verwendung runder Fasern, wird die optische Verbindung durch maschinelles Anbringen einer Vielzahl von Kerben in einer ersten Faser geschaffen, sodaß eine Vielzahl von Fasern in einer angrenzenden Schicht in die Kerben in der ersten Faser paßt. Infolge der Kerben dringen die Fasern in der angrenzenden Schicht in die erste Faser ein. Die maschinelle Erzeugung der Kerben entfernt auch jeden Schutzanstrich bzw. jede Schutzhülle auf der ersten Szintillationsfaser. Wenn die zweite Faser keine maschinell gebildete Kerbe aufweist, muß der Schutzanstrich bzw. die Schutzhülle am Schnittpunkt entfernt werden, um den optischen Kontakt fertigzustellen. Alternativ dazu könnten die Fasern in der angrenzenden Schicht einen an den Schnittpunkten ausgebildeten Vorsprung aufweisen, der in die Kerben des ersten Lichtleiters paßt.
In einer anderen Ausführungsform unter Verwendung von quadratischen Fasern wird der Schutzanstrich lediglich von einer Seite der Fasern in angrenzenden Schichten an ihren Schnittpunkten abgelöst. Optischer Kitt dient dazu, die zwei Fasern an den Schnittpunkten optisch zu verbinden. Der optische Kitt besitzt vorzugsweise einen Brechungsindex, der der gleiche wie jener der zwei Lichtleiter ist. Ein geeigneter optischer Kitt ist z.B. Bicron BC-600.
Die Faserschichten können alle identisch oder alternierende Schichten szintillierender und nichtszintillierender Lichtleiter sein. Die szintillierende Schicht ist jene, die mit dem Gammastrahl reagiert, während die nichtszintillierende Schicht jene ist, die mit der reagierenden Schicht "konferiert", d.h. Licht von ihr empfängt.
Fig. 5 zeigt eine Faseranordnung 80, die mit Photovervielfachern 86 gekoppelt ist. Fig. 6A zeigt die gesamte Vorrichtung einschließlich der Elektronik in Form eines Blockdiagramms. Eine Faser-Detektoranordnung 100 ist mit positionsempfindlichen Photovervielfachern 102 und 104 verbunden, die ihrerseits mit Vorverstärkern 106 und 108 verbunden sind. Die Ausgänge der Vorverstärker sind mit A/D-Wandlersystemen und 112 verbunden. Die Vorverstärker 106 und 108 triggern einen Datenaufnahmecontroller 114, der seinerseits die A/D-Wandlung in den Systemen 110 und 112 triggert. Die A/D-Wandlersysteme und der Datenaufnahmecontroller 114 sind mit einem Systemspeicher 116 verbunden, um Ereignisse zu speichern. Eine Datenverarbeitungs- und Bildanzeigevorrichtung 118, wie z.B. ein PC, kann direkt auf den Systemspeicher 116 zugreifen.
Geeignete Photovervielfacher sind positionsempfindLiche R 2486-Photovervielfacher von Hamamatsu. Wellenverschieber können dazu verwendet werden, um Photonen, die von einem ersten Lichtleiter zu einem zweiten Lichtleiter übertreten, daran zu hindern, wieder in den ersten Lichtleiter zurückzugelangen.
Fig. 68 zeigt ein Blockdiagramm der Software, die mit der Vorrichtung aus Fig. 6A verwendet werden kann. In der Nomenklatur von Fib.6B ist das "x-Rohr" ein Photovervielfacherrohr, das mit in x-Richtung ausgerichteten Fasern verbunden ist, und mit "y-Rohr" ist das Photovervielfacherrohr bezeichnet, das mit in y-Richtung ausgerichteten Fasern verbunden ist. Daten für das x-Rohr 200 und Daten für das y-Rohr 202 werden zur Berechnung der jeweiligen x- und y-Koordinaten für das Ereignis (204, 206) verwendet. Die Koordinaten des x- und y-Ereignisses werden dann in einem Richtungsberechnungsalgorithmus verwendet, um die Stelle des Ereignisses zu bestimmen und anschließend diese Information zu speichern und/oder anzuzeigen.
Die bevorzugten Bedingungen für das "conference sensing" sehen unter anderem vor, daß die Fasern in einer Ebene keine Lichtqanten an andere Fasern in der gleichen Ebene übertragen sollten. Eine solche Lichtübertragung innerhalb einer Ebene würde zu unerwünschtem Rauschen führen. Weiters ist es wünschenswert, daß für einen bestimmten Punkt auf einer Faser in einer Schicht ein Ereignis an diesem Punkt zur Lichtübertragung zu einer kleinen Anzahl an Fasern in der angrenzenden Ebene führt, am bevorzugtesten zu einer einzelnen Faser in der angrenzenden Ebene.
Das Verhältnis von (a) zur zweiten Faser gelangenden Photonen zu (b) den in der ursprünglichen Faser verbleibenden Photonen kann durch Änderung der gegenseitigen Eindringung der Fasern (d.h. des Abstands zwischen den Ebenen oder - anders ausgedrückt - des Abstands zwischen den Fasermittelpunkten in aufeinanderfolgenden Ebenen) manipuliert werden. Die Änderung des Winkels zwischen den Fasern erhöht jedoch nicht die Effizienz und beeinträchtigt zumeist die Auflösung. Demzufolge liegen die Fasern in einer Ebene vorzugsweise in einem Winkel von etwa 90º zu den Fasern in den angrenzenden Ebenen.
Mit zunehmender Anzahl an Fasern steigt auch unkontrolliertes Übersprechen, und das Verhältnis zwischen Signal und Rauschen verschlechtert sich. Vorzugsweise sind nicht mehr als etwa 100-200, am bevorzugtesten etwa 20-100, Fasern in einer einzigen Ebene vorhanden. Unter Verwendung von Fasern mit einem Durchmesser von 3 mm könnte ein Detektor mit einer Gesamtgröße von 10 × 10 × 5 cm mit nur 578 Fasern in 17 Schichten mit jeweils 34 Fasern konstruiert werden. Im Gegensatz dazu sind für Detektionssysteme nach dem Stand der Technik oft 20.000 Fasern erforderlich, wenn Fasern mit einem Durchmesser von 0,5 mm verwendet werden. Man kann erwarten, daß eine Fasergröße von 3 mm zu einer 1,5 mm-Auflösung des abgebildeten Objekts führt, da dies etwa auf halben Weg zwischen den Detektoren liegt. Somit fällt die Objektauflösung mit dem inhärenten Positronen-"Verschmierungs"-Bereich von > 1 mm zusammen. (Systeme nach dem Stand der Technik besitzen eine Auflösung von etwa 4- 7 mm.)

Beispiel 1

Ein vereinfachter Versuch wurde mit zwei runden Fasern (1 mm Durchmesser, Bicron BCF-10) durchgeführt, die mit einer durch ein optisches Gel (Dow Corning Q2-3067 oder ein gleichwertiges Produkt) hergestellten Verbindung in optischen Kontakt miteinander gebracht wurden. Nur eine der Fasern war eine Szintillationsfaser; die andere war nichtszintillierend. Es wurde eine sehr energiearme Gammastrahlenquelle mit starker Parallelrichtung verwendet (¹²&sup5;I; < 25 keV). Es wurde kein Versuch unternommen, die Koinzidenz zwischen Ereignissen in den zwei Fasern zu detektieren; stattdessen wurde nur die reine Anzahl an Counts in jeder Faser aufgezeichnet. Tabelle 1 zeigt die durch die Photovervielfacher detektierten Counts. Tabelle 1 in einer Zweifaser-Vorrichtung gemessene Counts
Jede Periode in Tabelle 1 stellt eine abgelaufene Zeitspanne von 400 Sekunden dar. Nach Periode 1 7 wurde die radioaktive Quelle entfernt. Die in den zwei Fasern detektierten Counts können wie folgt zusammengefaßt werden: Tabelle 2 Counts in der szintillierenden Faser Tabelle 3 Counts in der nichtszintillierenden Faser
Da das Compton-Elektron, das in der szintillierenden Faser erzeugt wurde, in der nichtszintillierenden Faser kein sichtbares Licht erzeugen konnte, muß jegliches in der letzteren beobachtetes Licht seinen Ursprung in der ersteren oder im optischen Gel haben, mithilfe dessen sie in optischen Kontakt gebracht wurden. Es gab eine große Anzahl an Hintergrunds-Counts (aufgrund des Rauschens der Elektronik und der Hintergrundstrahlung), und die Zähleffizienz in der zweiten (nichtszintillierenden) Faser betrug nach Korrektur hinsichtlich des Hintergrunds < 3%. Dieser Wert von 3% war das Ergebnis von Übersprechen, wobei Licht zwischen den zwei Fasern übertragen wurde. Man beachte, daß die Detektionseffizienz und die Intensität des emittierten Lichts in diesem Beispiel niedriger waren als bei einer tatsächlichen Bilderzeugungsanwendung gemäß vorliegender Erfindung.

Beispiel 2

Zwei szintillierende Fasern (Bicron BCF-10) mit quadratischem Querschnitt (1 mm Seitenlänge) wurden maschinell bearbeitet, wobei die Hülle auf einer Seite jeder Faser entfernt wurde und somit ihre szintillierenden Kerne freigelegt wurden, sodaß die beiden, wenn sie in parallelem Kontakt zueinander positioniert wurden, einen kontinuierlichen Körper aus szintillierendem Material bildeten. Wenn diese einer nicht parallel gerichteten ¹³¹Cs-Quelle (1 µCi; emittierte Einzel isotopen-Gammastrahlen mit einer Energie von 663 keV) ausgesetzt wurden, zeigten etwa 22% der Counts Koinzidenz (d.h. Ereignisse, die im wesentlichen gleichzeitig in der ersten und der zweiten Faser detektiert wurden). Tabelle 4 zeigt die Anzahl an Komzidenzen im Vergleich zur Gesamtanzah der in der ersten Faser detektierten Counts. Jede Periode in der Tabelle stellt ein Inkrement von 300 Sekunden dar. Nach Periode 17 wurde der optische Kontakt zwischen den zwei Fasern gelöst, indem sie so gedreht wurden, daß ihre Seiten, die noch durch die Hülle abgedeckt waren, miteinander in Kontakt standen. Tabelle 4 Vergleich der Gesamtanzahl an Counts mit Koinzidenzen mit und ohne optischen Kontakt
Die Daten können wie folgt zusammengefaßt werden: Tabelle 5 Komzidenzen und Counts mit und ohne optischen Kontakt
Das Verhältnis von Komzidenzen bei optischem Kontakt zu jenen ohne optischen Kontakt betrug 14,3:1. Somit war das "conference sensing"-Schema mehr als zehnmal so effektiv wie jenes Schema, das erfordert, daß zwei Fasern von einem einzelnen Elektron passiert werden. Man beachte, daß dieser Versuch mit einer nicht parallel gerichteten Quelle durchgeführt wurde, deren exakte Position nicht präzise bestimmt werden konnte. Daher wurden die Fasern parallel gehalten, um die Effizienz des Schemas zu bestimmen.

Beispiel 3

In diesem Versuch wurden zwei orthogonale Fasern (Bicron BCF-10) mit quadratischem Querschnitt und einem Durchmesser von 1 mm mit und ohne optischen Kontakt untersucht. Die Quelle war ¹³&sup7;Cs (1 fCi). Alle Pulse aus den Photovervielfacherrohren mit Ampituden von mehr als 1,57 mV (Rohr A) und 1,54 mV (Rohr B) wurden gezählt. Counts wurden in 300 Sekunden-Perioden gemessen. Fig. 7 zeigt die Anzahl der in der unteren Faser (Faser B) detekierten Counts und die Anzahl an Komzidenzen. Nach Periode 20 wurde die Ausrichtung der Fasern so geändert, daß sie nicht mehr in optischem Kontakt standen, aber och immer noch orthogonal waren. Die durchschnittliche Anzahl an Counts pro Sekunde in Faser B betrug 4,602 bei optischem Kontakt und 2,91 3 nach Abbruch des optischen Kontakts. Die Anzahl an Komzidenzen pro Sekunde betrug 0,104 bei optischem Kontakt und 0,019 ohne optischen Kontakt. Tabelle 6 Komzidenzen und Counts in Faser B mit und ohne optischen Kontakt
Das Verhältnis von Komzidenzen zu Counts in Faser B betrug 2%, was zeigt, daß die Strahlung aus der Quelle ein großes Volumen von Faser B aktivierte, aber nur ein kleiner Teil dieses Volumens in Kontakt mit Faser A stand. Weiters bestand Asymmetrie zwischen den zwei Fasern, wobei Faser A aufgrund des mangelhaften Faser- Photovervielfältiger-Kontakts effizienter war (d.h. eine Ablesung von 2175 im Vergleich zu 1379 Counts in einer 300 Sekunden-Periode ergab). Die Komzidenzen wurden nicht nur durch die Qualität des Kontakts, sondern auch durch die Hintergrundstrahlung beeinflußt, sodaß der oben erhaltene Faktor ohne Korrekturen eine Unterschätzung der tatsächlichen, durch das "conference sensing" bewirkten Verbesserung ist.

Beispiel 4

Zusätzliche Versuche wurden durchgeführt, um die Anzahl falscher, durch Hintergrundstrahlung bewirkter Komzidenzen zu ermitteln. Eine ¹³&sup7;Cs-Quelle (10&supmin;&sup6; Ci) wurde mit 1 mm quadratischen Fasern (Bicron BCF-10) verwendet. Counts und Koinzidenzen wurden in 900 Sekunden-Perioden gemessen. Alle Pulse aus den Photovervielfacherrohren mit Amplituden von mehr als 1,55 mV wurden gezählt. Tabelle 7
Der Hintergrund kann bei der in diesem Versuch verwendeten langsamen Elektronik eine bis zu 2% falsche Koinzidenzrate produzieren, wobei der Wert von Schwellenwerten und anderen technischen Parametern abhängt. Diese Parameter sollten so eingestellt werden, daß sie das beste Verhältnis zwischen Signal und Rauschen ergeben, was durch einen Vergleich von Counts mit vorhandener Radioaktivitäts-Quelle (Signal plus Rauschen) und ohne derselben (nur Rauschen) verifiziert werden kann. Bei einer Photovervielfachervorspannung von 1000 V betrug die geeignete Schwelle für am Photovervielfacherausgang gemessene Pulse etwa 1,5 mV. Wenn der Winkel zwischen Fasern von 90º auf 30º geändert wird, ändert sich die Effizienz der Koinzidenzzählung (das Verhältnis zwischen Koinzidenz und einzelnen Fasercounts), aber auch die Präzision der Positionsbestimmung; dies bedeutet, daß der Winkel zwischen Fasern vorzugsweise zwischen 60º und 90º, am bevorzugtesten bei 90º, liegen sollte.
Ein Versuch mit einer 99mTc-Quelle (das am häufigsten verwendete Radionuklid bei der SPECT; radioaktive Kerne waren in einem Fläschchen in Suspension; die Zerfalls- Gammaenergie betrug 140 keV) zeigte, daß die Koinzidenzrate als Funktion der Zeit parallel zur Countrate in der frei liegenden Faser abnimmt, wie dies zu erwarten war.
Es wurde auch ein Versuch durchgeführt, um die Anzahl an durch unterschiedliche Radioisotopen erzeugten Komzidenzen zu vergleichen. Es wurden quadratische Fasern (Bicron BCF-10) mit einem Querschnitt von 1 mm verwendet, die in einem Winkel von 90º zueinander angeordnet waren, und Counts und Komzidenzen in 300 Sekunden- Perioden gemessen. Alle Pulse aus den Photovervielfachern mit einer Amplitude von über 1,5 mV wurden gezählt. Tabelle 8 Anzahl an Komzidenzen bei unterschiedlichen Isotopen

Beispiel 5

Ein Monte Carlo-Computersimulationsprogramm diente dazu, die Effizienz der Photonenübertragung zwischen einem vereinfachten System aus zwei orthogonalen Fasern in optischem Kontakt zu bewerten. Das Computermodell basierte auf geometrischer Optik und ging von den folgenden Annahmen aus: streuungsfreie, absorptionsfreie Medien; an der Verbindungsstelle zwischen den zwei orthogonalen Fasern gelangen die Photonen ungehindert von einer Faser zur anderen (keine Wechselwirkung tritt ein); beide kreisrunde Fasern besitzen den gleichen Durchmesser und Brechungsindex (keine Hülle gestattet); Photonen werden innerhalb eines vorbestimmten Querschnitts der Faser zufällig erzeugt, und ihre Ausrichtung wird zufällig aus einer isotropen Verteilung ausgewählt; und das erzeugte Photon wird verfolgt, bis es die nächste Grenzfläche erreicht, wo je nach Brechungsindex und dem Auftreffwinkel innere Totalreflexion oder Refraktion durch die Oberfläche in das angrenzende Medium stattfinden kann (wenn Reflexion auftritt, entspricht der Reflexionswinkel dem Auftreffwinkel; wenn keine Reflexion auftritt, nimmt man an, daß das Photon dem Snelliusschen Brechungsgesetz folgt).
Es wurden zwei Konfigurationen ausgebildet. In der ersten drangen die zwei Fasern (mit einem Durchmesser von jeweils 1 mm) nicht ineinander ein und hatten einen einzelnen Kontaktpunkt. In der zweiten Konfiguration drangen die Fasern im Ausmaß von 0,2 mm ineinander ein. Tabelle 9 Monte Carlo Simulationen am Zweifaser-Modell
In der ersten Konfiguration (kein Ineinandereindringen der Fasern) zeigte die Simulation, daß etwa 54% der emittierten Photonen in Faser 1 detektiert wurden, etwa 9% aus Faser 1 austraten und in Faser 2 eindrangen, aber keines in Faser 2 detektiert wurde. Daraus geht hervor, daß es keinem Photon möglich war, von Faser 1 zu Faser 2 zu gelangen und sich dann durch innere Totalreflexion fortzupflanzen.
In der zweiten Konfiguration (Ineinandereindringen der Fasern) wurden etwa 47% der emittierten Photonen in Faser 1 detektiert, etwa 21% drangen in Faser 2 ein und etwa 12% wurden in Faser 2 detektiert. Daraus geht hervor, daß bei einer Konfiguration, in der die Fasern einen einzelnen Kontaktpunkt besitzen, kein von einer ersten in eine zweite Faser gelangendes Photon in der zweiten Faser in einer vernünftigen Entfernung von der Emission detektiert werden konnte. Wenn die Fasern jedoch ineinander eindringen, können einige solche Photonen in der zweiten Faser detektiert werden.

Beispiel 6

Es wurde eine zweite Reihe von Monte Carlo-Simulationen durchgeführt, dieses Mal mit Multifaserkonfigurationen (1 mm Durchmesser für jede Faser). Zunächst wurde eine Konfiguration gebildet, in der eine einzelne, in X-Richtung verlaufende Faser in optischem Kontakt mit 100 in Y-Richtung verlaufenden, orthogonalen Fasern stand. Die Simulation ging von den gleichen Annahmen aus wie in Beispiel 5, und es wurde weiters angenommen, daß Photonen in der X-Faser innerhalb eines kreisrunden Querschnitts um den Ursprung herum erzeugt wurden. Von den 100 in der einzelnen X- Faser emittierten Photonen wurden etwa 44% in der X-Faser und etwa 12,5% in der entsprechenden Position in den Y-Fasern detektiert. Fig. 8 zeigt die Verteilung detektierter Photonen in Y-Fasern auf beiden Seiten des Ursprungspunkts in der X-Faser. Wie aus der Figur zu erkennen, nimmt die Anzahl in beiden Richtungen vom Ursprung weg rasch ab.
Fig. 9 zeigt die Anzahl der in Fasern detektierten Photonen bei varuerendem Abstand zwischen den Ebenen. Während die Zahl der in der X-Faser detektierten Photonen mit zunehmendem Abstand zwischen den Ebenen rasch steigt, nimmt die Zahl der in der entprechenden Y-Faser detektierten Photonen ab und erreicht Null, wenn die zwei Schichten überhaupt nicht ineinander eindringen.
Es wurden auch Simulationen zu dem Zweck durchgeführt, den Einfluß des Winkels zwischen den Ebenen (d.h. des Winkels zwischen der Faser in der X-Achse und den Fasern in der Y-Achse) auf die Detektion von Photonen zu untersuchen. Das Hauptergebnis der Verkleinerung des Winkels zwischen den Ebenen ausgehend von 90º war eine Unschärfe der inhärenten Auflösung der Faser. Die offensichtliche Auflösung der Photonendetektion in einer bestimmten Y-Faser nahm entlang der X- Achse ab, da die Y-Faser entlang der X-Achse ein größeres Volumen detektierte. Da das Detektionsvolumen größer war, nahm jedoch die Zahl detektierter Photonen zu. Dieser Detektionszuwachs war selbst für eine ausgeprägte Rotation klein. Beispielsweise bewirkte ein Winkel zwischen den Ebenen von 30º eine Zunahme der Y-Faser- Detektion von nur 16%, während sich die Auflösung entlang der X-Achse von 1 auf 2 mm änderte. Die Zahl der in der X-Faser detektierten Photonen änderte sich nur unwesentlich (eine Abnahme von 4,5%, wenn der Winkel auf 30% verringert wird).
Eine Simulation unterschiedlicher Abschwächungskoeffizienten für die Fasern zeigte, daß dieser Parameter hinsichtlich der Effizienz und Auflösung des Systems eine untergeordnete Rolle spielt.
Als nächstes wurden ähnliche Simulationen auf der Basis einer Konfiguration durchgeführt, in der zwei orthogonale Schichten von Fasern, d.h. eine X-Schicht und eine Y-Schicht, verwendet wurden. 21 Fasern befanden sich in jeder Ebene und wiesen einen Durchmesser von 1 mm auf; der Abstand zwischen den Ebenen betrug 0,94 mm, und es wurden in einer einzigen Faser in der X-Ebene 5.000 Photonen erzeugt. Fig. 10 zeigt die Verteilung detektierter Photonen bei Bewegung in beide Richtungen vom Ursprung. Von allen in der X-Ursprungsfaser emittierten Photonen wurden etwa 25,8% in dieser X-Faser, etwa 2% in direkt angrenzenden X-Fasern, 1,6% in der entsprechenden Y-Faser und etwa 0,7% in angrenzenden Y-Fasern detektiert. Dies zeigt, daß es möglich ist, die Position der Photonenemission präzise festzulegen.
Fig. 11 zeigt den Effekt der Variation des Abstands zwischen den Ebenen in der Multifasersimulation. Für Fasern mit einem Durchmesser von 1 mm schien ein Abstand zwischen den Ebenen von 0,94 mm (d.h. ein Ineinerandereindringen von 0,06 mm) ein vernünftiger Kompromiß zwischen Effizienz und praktischer Durchführbarkeit der Bearbeitung von Fasern zur Schaffung eines optischen Kontakts zu sein.
Wie oben führte das Variieren des Winkels zwischen den Ebenen ausgehend von 90º zu keiner Verbesserung der Photonendetektionseffizienz und verringerte die Auflösung entlang der X-Achse. Weiters wurde festgestellt, daß die Detektionseffizienz mit zunehmender Anzahl von Fasern pro Schicht sank. Außerdem wurde der Abstand zwischen den Ebenen mit zunehmender Anzahl von Fasern pro Schicht immer entscheidender und konnte durch maschinelles Bearbeiten schlechter reguliert werden. Zusammenfassend zeigen die Versuchsdaten, daß das "conference sensing" unter Anwendung des einfachen Verfahrens des Schaffens eines optischen Kontakts ausschließlich durch mechanische Mittel (Entfernen der Hülle, Polieren der freileigenden Oberfläche und Koppeln mit optischem Gel) erzielt werden kann; daß die Übertragung von Information mittels Lichtübertragung bei den für die Bilderzeugung interessanten Energien typischerweise um einen Faktor 10 oder mehr effizienter ist als der Elektronentransport über zwei Fasern; und daß das "conference sensing" auch bei sehr niedrigen Energien funktioniert.
Die obige Beschreibung soll bestimmte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung veranschaulichen. Sie soll keine umfassende Auflistung aller denkbarer Ausführungsformen sein. Fiir Fachleute auf dem Gebiet ist es offenkundig, daß Modifikationen innerhalb des Schutzbereichs der Erfindung möglich sind.

Claims

1. Vorrichtung zum Detektieren bzw. Ermitteln und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls in einem bilderzeugenden medizinischen Diagnosesystem, umfassend zumindest eine Primärfaser (8), die positioniert ist, Strahlung von einer Gammastrahlenquelle zu empfangen; zumindest eine Sekundärfaser (16), die die Primärfaser in einem Winkel schneidet bzw. kreuzt, der nicht null ist; eine Vielzahl an Mitteln (86) zum Detektieren von Licht, die mit der Primärfaser und der Sekundärfaser gekoppelt sind; und Mittel (118) zum Sammeln und Verarbeiten von Daten aus den Mitteln zum Detektieren von Licht, um den Ursprung des Gammastrahls zu lokalisieren.

worin die zumindest eine Primärfaser ein Scintillations-Lichtleiter mit einem Kern und einer Hiille ist; und worin die zumindest eine Sekundärfaser ein Lichtleiter mit einem Kern und einer Hülle ist, optisch mit der Primärfaser gekoppelt ist und in physischem Kontakt mit dieser steht.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Vorrichtung eine Vielzahl an Primärfasern und eine Vielzahl an Sekundärfasern enthält, wobei die Primärfasern im wesentlichen parallel zueinander in einer ersten Ebene angeordnet sind und die Sekundärfasern im wesentlichen parallel zueinander in einer zweiten Ebene angeordnet sind, die parallel und angrenzend zur ersten Ebene verläuft.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, worin die Primärfasern senkrecht zu den Sekundärfasern verlaufen.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2, worin jede Sekundärfaser mit zumindest einer Primärfaser in einem Punkt, in dem diese Sekundärfaser diese Primärfaser schneidet bzw. kreuzt, in optischem Kontakt steht.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die zumindest eine Sekundärfaser nichtscintillierend ist.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die zumindest eine Primärfaser eine darin maschinell ausgebildete Kerbe aufweist und die zumindest eine Sekundärfaser in der Kerbe in der zumindest einen Primärfaser positioniert ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin ein optisches Kopplungsmittel zwischen der zumindest einen Primärfaser und der zumindest einen Sekundärfaser angeordnet ist, um zwischen ihnen optischen Kontakt herzustellen.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, umfassend:

eine Anordnung an Lichtleitern, die eine Vielzahl an Schichten enthält, die in parallelen, jeweils aneinander angrenzenden Ebenen angeordnet sind, worin jede Schicht eine Vielzahl an im wesentlichen parallelen Fasern enthält, die mit den Fasern in der Schicht unmittelbar darüber und mit den Fasern in der Schicht unmittelbar darunter einen Winkel von 60-90º bilden, worin jede Faser mit zumindest einer Faser in einer angrenzenden Schicht in optischem Kontakt steht und worin die Faseranordnung so positioniert ist, daß sie Strahlung aus einer Gammastrahlenquelle empfängt;

eine Vielzahl an positionsempfindlichen Photovervielfachern, die mit den Fasern in der Anordnung gekoppelt sind, um in den Fasern erzeugtes Licht zu detektieren; und

Mittel zum Sammeln und Verarbeiten von Daten aus den positionsempfindlichen Photovervielfachern, um den Ursprung des Gammastrahlen zu lokalisieren.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, worin zumindest eine Faserschicht scintillierende Fasern umfaßt.

10. Verfahren zum Detektieren bzw. Ermitteln und Lokalisieren des Ursprungs eines Gammastrahls in einem Patienten als Teil eines bilderzeugenden medizinischen Diagnosesystems, umfassend die folgenden Schritte:

Emittieren eines Gammastrahls (4) aus einer Gammastrahlenquelle im Körper eines Patienten (2);

Ausschleudern eines Elektrons in einer Primärfaser (8), die ein Scintillations-Lichtleiter mit einem Kern und einer Hülle ist, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und dem Scintillations-Lichtleiter, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser bewirkt wird;

Übertragen eines Teils der Lichtquanten von der Primärfaser auf einen Sekundärlichtleiter (16) mit einem Kern und einer Hülle, der die Primärfaser in einem Winkel schneidet bzw. kreuzt, der nicht null ist, optisch an der Primärfaser gekoppelt ist und in physischem Kontakt mit dieser steht;

Detektieren bzw. Ermitteln der Lichtquanten aus der Primärfaser und der Sekundärfaser; und

Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Primärfaser durch Identifizieren der Stelle der optischen Kopplung zwischen der Primärfaser und der Sekundärfaser.

11. Verfahren nach Anspruch 10, umfassend die folgenden Schritte:

(a) Ausschleudern eines Elektrons in der Primärfaser, die Teil einer Schicht von im wesentlichen parallelen scintillierenden Primärfasern ist, die sich in einer ersten Ebene befinden, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Primärfaser, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser bewirkt wird;

(b) Übertragen eines Teils der Lichtquanten von der Primärfaser zur Sekundärfaser, die in optischem Kontakt mit der Primärfaser steht und Teil einer Schicht von im wesentlichen parallelen Fasern ist, die einen Winkel mit den Primärfasern bilden, der nicht null ist, und sich in einer zweiten Ebene befinden, die parallel zur ersten Ebene verläuft;

(c) Detektieren bzw. Ermitteln, welche Fasern in der Schicht aus Primärfasern und welche Fasern in der Schicht aus Sekundärfasern Lichtquanten zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt ausbreiten; und

(d) Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen der Primärfaser, die Licht ausbreitete, und der Sekundärfaser, die Licht ausbreitete.

12. Verfahren nach Anspruch 11, weiters umfassend die folgenden Schritte:

(f) Emittieren eines zweiten Gammastrahls aus der Gammastrahlenquelle im Körper des Patienten zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt wie das Emittieren des Gammastrahls aus Schritt (a), wobei der zweite Gammastrahl in entgegengesetzter Richtung zum Gammastrahl aus Schritt (a) emittiert wird;

(g) Ausschleudern eines zweiten Elektrons in einer Primärfaser, die von der Primärfaser aus Schritt (b) getrennt ist, sich auf der gegenüberliegenden Seite des Patientenkörpers von der Primärfaser aus Schritt (b) befindet und Teil einer Schicht aus im wesentlichen parallelen scintillierenden Primärfasern ist, die in einer dritten Ebene angeordnet sind, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl aus Schritt (f) und der Primärfaser, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser bewirkt wird; (h) Übertragen eines Teils der Lichtquanten aus Schritt (g) von der Primärfaser aus Schritt (g) auf eine Sekundärfaser, die von der Sekundärfaser aus Schritt (c) getrennt ist, in optischem Kontakt mit der Primärfaser aus Schritt (g) steht und Teil einer Schicht aus im wesentlichen parallelen Fasern ist, die mit den Primärfasern aus Schritt (g) einen Winkel bilden, er nicht null ist, und sich in einer vierten Ebene befinden, die parallel zur dritten Ebene verläuft;

(i) Detektieren bzw. Ermitteln, welche Fasern in der Schicht von Primärfasern aus Schritt (g) und welche Fasern in der Schicht von Sekundärfasern aus Schritt (h) Lichtquanten zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt ausbreiten; und

(j) Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen dem zweiten Gammastrahl und der Primärfaser aus Schritt (g) durch Identifizieren der Stelle des optischen Kontakts zwischen der Primärfaser, die Licht ausbreitete, und der Sekundärfaser, die Licht ausbreitete.

13. Verfahren nach Anspruch 11, weiters umfassend die folgenden Schritte:

(f) Messen der Intensität des in der Primärfaser aus Schritt (b) erzeugten Lichts;

(g) Ausschleudern eines zweiten Elektrons in einer Primärfaser zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt wie das Ausschleudern des Elektrons aus Schritt (b), welche Primärfaser von der Primärfaser aus Schritt (b) getrennt ist, sich auf der gleichen Seite des Patientenkörpers wie die Primärfaser aus Schritt (b) befindet und Teil einer Schicht aus im wesentlichen parallelen scintillierenden Primärfasern ist, die sich in einer dritten Ebene befinden, als Ergebnis einer Wechselwirkung zwischen dem gleichen Gammastrahl aus Schritt (a) und der Primärfaser, wodurch die Emission von sichtbaren Lichtquanten in der Primärfaser bewirkt wird;

(h) Übertragen eines Teils der Lichtquanten von der Primärfaser aus Schritt (g) auf eine Sekundärfaser, die mit der Primärfaser aus Schritt (g) in optischem Kontakt steht, von der Sekundärfaser aus Schritt (c) getrennt ist und Teil einer Schicht aus im wesentlichen parallelen Fasern ist, die senkrecht zu den Primärfasern verlaufen, die sich in einer vierten Ebene befinden, die parallel zur dritten Ebene steht;

(i) Detektieren bzw. Ermitteln, welche Fasern in der Schicht von Primärfasern aus Schritt (g) und welche Fasern in der Schicht von Sekundärfasern aus Schritt (h) Lichtquanten zum im wesentlichen gleichen Zeitpunkt ausbreiten;

(j) Bestimmen der Stelle der Wechselwirkung zwischen dem Gammastrahl und der Primärfaser aus Schritt (g) durch Identifizieren der Stelle des optischen Kontakts zwischen der Primärfaser, die Licht ausbreitete, und der Sekundärfaser, die Licht ausbreitete; und

(k) Bestimmen der Richtung des im Patientenkörper emittierten Gammastrahls durch Bestimmen der Linie, die die Stelle aus Schritt (e) und die Stelle aus Schritt (j) verbindet, sowie Ermitteln der Elektronenenergie, die der Lichtintensität aus Schritt (f) entspricht.