DE69623622T2

DE69623622T2 - Vorrichtung zur nicht-invasiven analyse durch erstellen eines strahlungsbildes, insbesondere zur in-vivo untersuchung von kleintieren, und verfahren zur anwendung dieser vorrichtung

Info

Publication number: DE69623622T2
Application number: DE69623622T
Authority: DE
Inventors: Pierre Charon; Philippe Laniece; Roland Mastrippolito; Laurent Pinot; Lydie Ploux; Rainer Siebert; Herve Tricoire; Anibal Valda Ochoa; Luc Valentin
Original assignee: Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Current assignee: Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Priority date: 1995-06-20
Filing date: 1996-06-19
Publication date: 2003-08-07
Anticipated expiration: 2016-06-20
Also published as: US6407391B1; EP0834088B1; EP1195619A2; FR2735874B1; JPH11508048A; FR2735874A1; US6225631B1; JP4198660B2; US20020024024A1; EP1195619A9; JP2005099027A; DE69623622D1; EP0834088A1; WO1997001108A1; EP1195619A3

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Vorrichtungen zur nicht-invasiven Analyse durch Radio-Bildgebung.
Es wurden bereits zahlreiche Analysevorrichtungen vorgeschlagen, die radioaktive Marker verwenden (mit einem Kollimator gekoppelte Geigerzähler, Gammakameras ...).
Indem sie die intrinsische Eigenschaft der radioaktiven Markierung ausnutzen, die es erlaubt, quantitative Informationen über die Verteilung des Tracers zu erhalten, stellen die Techniken der Radio-Bildgebung ein wichtiges Werkzeug sowohl im klinischen Bereich als auch im Bereich der Grundlagenforschung dar.
Heutzutage gehören die in diesem Bereich am meisten verwendeten Vorrichtungen zu der computerunterstützen Emissionstomographie.
Die computerunterstützte Tomographie hat sich in zwei verschiedenen Modalitäten entwickelt: Der Ansatz SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography), der Radioisotope verwendet, die beim Zerfall ein einzelnes Photon emittieren, wie z. B. das 99mTc, und das System PET (Positron Emission Tomography), das Radioisotope verwendet, bei denen zwei γ- Strahlen gleichzeitig bei der Annihilation des beim Zerfall abgegebenen Positrons im Gewebe emittiert werden, z. B. ¹&sup8;F.
Die meisten SPECT-Systeme basieren auf der Verwendung von einer oder mehreren γ-Kameras, die man um das zu analysierende Objekt drehen läßt. Eine typische γ-Kamera wird von einem Mehrkanal-Kollimator, einem großflächigen Kristallszintillator, einem Lichtleiter für die optische Kopplung zwischen dem Kristall und einer Anordnung von Photomultiplier-Röhren und einer analogen Elektronik für die Analyse der Signalamplitude und der Positionscodierung gebildet. Die gesamte Vorrichtung befindet sich in einer Bleiabschir mung, um das durch außerhalb des Sichtfelds der Kamera angeordnete Quellen erzeugte Hintergrundrauschen zu minimieren. Das Funktionsprinzip der γ-Kamera ist wie folgt: Ein Photon, das von einem Zerfall in der Quelle stammt und den Kollimator passiert hat, kann mit dem Szintillator wechselwirken und dadurch eine lokale und isotrope Szintillation hervorrufen. Die darüber angeordneten Photomultiplier- Röhren erhalten jeder einen Lichtfluß, der von ihrer Distanz zur Lichtquelle abhängt. Es ist daher möglich, ausgehend von den von jedem Photomultiplier gelieferten elektrischen Signal die Position der Szintillation durch Baryzentrierung zu rekonstruieren und aufzuzeichnen und/oder an eine Visualisierungsvorrichtung zu schicken.
Die Positronen-Emissionstomographie (PET) ist eine andere Methode, die es erlaubt, in vivo und nicht-invasiv ein regionales Maß von physiologischen und metabolischen Parametern zu ermitteln. Die positronenemittierenden Radioelemente sind Isotope, die im Verhältnis zu ihrer Anzahl von Neutronen einen Überschuß an Positronen haben. Wenn das Positron fast in Ruhe ist, führt ein Treffen mit einem Elektron zu einer Annihilationsreaktion, welche die gleichzeitige Emission von zwei γ-Photonen bewirkt, die in fast entgegengesetzte Richtungen abgehen. PET-Systeme umfassen demnach ein kranzförmiges Netz von Detektoren, die dazu geeignet sind, die koinzidente Detektion von zwei Photonen zu sichern, welche die Emission des Positrons anzeigt. Der Ort der Annihilation liegt also irgendwo in dem Volumen, das zwischen den beiden betreffenden Detektoren definiert ist.
Das Dokument US-A-4 288 697 beschreibt einen Kollimator, der durch einen Stapel von mit Perforationen versehenen Platten gebildet ist, der auf eine homothetische Progression anspricht und durch chemische Verarbeitung hergestellt ist.
Das Dokument IEEE Transactions On Nuclear Science, Vol 41, No. 4, beschreibt eine klassiche PET-Struktur ohne fokussierende Kollimatorstruktur.
Das Dokument EP-A-0 289 737 beschreibt einen klassischen Scanner mit Brennpunkt.
Die Bildgebung von Radiopharmazeutika stellt ein wichtiges Werkzeug in der Diagnose, der Charakterisierung und der Behandlung von Krankheiten und funktionellen Annomalitäten. Aber vor der Verwendung von neuen pharmakologischen Substanzen beim Menschen ist es im allgemeinen notwendig, sie in einem Tiermodell zu charakterisieren, um ihre biochemischen, metabolischen und physiologischen Wirkungen zu bestimmen.
Selbstverständlich setzt diese Charakterisierung voraus, daß man über Bildgebungstechniken mit hoher Auflosung verfügt, um ex vivo oder in vivo die räumlichen Konzentrationen des injizierten Tracers zu evaluieren.
Zur Stunde beträgt die räumliche Auflösung von herkömmlichen Tomographen zwischen 5 und 7 mm für die PET-Systeme und zwischen 8 und 12 mm für die SPECT-Systeme. Diese Werte erweisen sich als unzureichend, um Studien bei kleinen Tieren durchzuführen, z. B. um Tumore bei der Ratte zu studieren, deren Größe typischerweise einige Millimeter beträgt, oder die Verteilung von Neurorezeptoren. Es ist nämlich notwendig, daß ein für die Bildgebung von kleinen Tieren ausgelegter Tomograph räumliche Auflösungen von wenigstens 2 mm liefern kann.
Seit 1990 wurden verschiedene Ansätze, basierend auf PET- und SPECT-Systemen, ausgeführt, um zu versuchen, die gewünschten Leistungen zu erreichen.
Diese Verbesserungsversuche waren bisher jedoch nicht befriedigend, außer bei gleichzeitiger Verschlechterung der Effektivität der Detektion.
Die Auflösungsgrenzen der heutigen Tomographen erlauben daher nicht, die in vivo-Studien auf Modelle mit kleinen Tieren zu erstrecken, für die die Experimente auf präzisere Weise durchgeführt werden könnten.
Die vorliegende Erfindung hat zum Ziel, diese Situation zu verbessern.
Dieses Ziel wird gemäß der vorliegenden Erfindung mittels einer Vorrichtung zur Analyse erreicht, die mehrere zu Kollimatorstrukturen gehörige Detektoren mit einer gemeinsamen Brennpunktquelle und Mittel zur Verarbeitung von vom Ausgang der Detektoren stammenden Signalen umfaßt, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Verarbeitungsmittel eine kombinatorische logische Funktion vom "UND"-Typ der Ausgabe der Detektoren sicherstellen, um zwei koinzident emittierte und im Winkel wenig korrelierte Strahlen zu detektieren.
Gemäß einem anderen Merkmal der Erfindung ist ein Multikanal-Kollimator vorgesehen, der durch Stapelung von Platten gebildet wird, die Perforationen besitzen, wobei die Dicke der Platten kleiner ist als der Durchmesser der Perforationen in der Innenseite des Eingangs des Kollimators und die Wanddicke zwischen den Perforationen größer ist als die Dicke der Platten.
Gemäß einem vorteilhaften Merkmal der Erfindung werden die Perforationen der Platten durch chemische Bearbeitung hergestellt.
Die vorliegende Erfindung betrifft auch ein Analyseverfahren, was die folgenden Schritte umfaßt:
- Injizieren eines Markers in einen zu analysierenden Körper, wobei der Marker dazu geeignet ist, zwei koinzident emittierte und wenigstens ein wenig im Winkel korrelierte Strahlen zu erzeugen, und
- Detektieren dieser Strahlen mit Hilfe einer Vorrichtung vom vorgenannten Typ.
Andere Merkmale, Ziele und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden bei der Lektüre der folgenden detaillierten Beschreibung und im Hinblick auf die beigefügten Zeichnungen deutlich werden, die als nicht-einschränkendes Beispiel gegeben sind und in denen:
Fig. 1 eine schematische Gesamtansicht einer Analysevorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt,
Fig. 2 eine Teil-Schnittansicht des Detektionsteils dieser Vorrichtung darstellt,
Fig. 3 schematisch einen den Kollimator bildenden Stapel von Platten darstellt,
Fig. 4 eine Stützstruktur der Detektoren darstellt,
Fig. 5 ein partielles Schema der Verarbeitung einer Aquisitions-schaltung gemäß einer ersten Variante der Erfindung darstellt,
Fig. 6 schematisch eine Energie-Zeit-Umwandlung der detektierten Signale gemäß einer zweiten Variante der Erfindung darstellt,
Fig. 7 ein entsprechendes Schaltschema darstellt,
Fig. 8 Chronogramme von Signalen dieser Schaltung darstellt und
Fig. 9 die Gesamtstruktur einer Aquisitionsschaltung darstellt.
Die Analysevorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt im wesentlichen:
- eine Anordnung von Detektoren 100,
- Mittel 200, die dazu ausgestaltet sind, einen zu analysierenden Körper C zu tragen und eine gesteuerte relative Verschiebung zwischen diesem und der Detektoranordnung 100 zu erlauben, und
- Behandlungsmittel 300.
Die Anordnung von Detektoren 100 umfaßt mehrere Detektoren 110, die auf eine gemeinsame Brennpunktquelle 0 fokussiert sind. Die Detektoren 100 werden durch ein Stützstruktur 150 getragen.
Vorzugsweise umfassen die Detektoren 110 einen Raumwinkel von wenigstens 2π Steradianten um den Brennpunkt 0.
Gemäß der auf den beigefügten Zeichnungen dargestellten besonderen und nicht-einschränkenden Ausführungsform sind 15 Detektoren 110 vorgesehen, die auf 15 benachbarten Flächen eines Ikosaeders angeordnet sind.
Jeder Detektor 110 umfaßt vorzugsweise:
- einen Kollimator 120,
- einen Szintillator 130,
- einen optischen Leiter 135 und
- einen Photomultiplier 140.
Ein derartiger Detektor 110 stellt einen Zähler für γ- und/oder Röntgenstrahlung dar.
Die Kollimatoren 120 dienen dazu, die Richtung der detektierten Photonen zu selektieren. Sie sind aus Kollimatorstrukturen gebildet, die auf einen großen Raumwinkel fokussieren.
Die fokussierte Kollimation erlaubt es, vorzugsweise die Strahlung zu detektieren, die aus einer kleinen Raumregion um den Brennpunkt 0 stammt. Eine derartige Kollimatorstruktur kann aus einer sphärischen Glocke mit Sektoren oder aus einem Polyeder gebildet sein, der von flachen Stücken gebildet ist, die von konischen Strahlungslöchern durchbrochen und aus einem Material mit erhöhter photoelektrischer Absorptionsleistung hergestellt sind.
Die konischen Strahlungslöcher haben vorzugsweise wenigstens im wesentlichen die gleichen Eingangsstrahlen. Sie haben ebenfalls vorzugsweise wenigstens im wesentlichen die gleichen Ausgangsstrahlen, eine gleiche Spitze und liegen entlang eines gleichmäßigen Netzes mit axialer Symmetrie nebeneinander. Die verschiedenen Kanäle sind durch Zwischenwände getrennt, deren Dicke an die Energie der von der Quelle emittierten Strahlung derart angepaßt ist, daß sie einen erheblichen Teil der Photonen absorbieren können, die einen Weg beschreiben, der schräg bezüglich der Achse der Kanäle ist. Auf diese Weise haben nur die im Brennpunkt emittierten Photonen eine nennenswerte Chance, bis zu den Szintillatoren 130 zu gelangen.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung sind die Kollimatoren 120, wie in der Fig. 3 schematisch dargestellt, vorzugsweise durch Stapel von perforierten Platten 122 realisiert, die homothetische Perforationen 124 aufweisen.
Die Platten 122 bestehen vorteilhaft aus Wolfram.
Wolfram wird einerseits aufgrund seiner hohen Absorptionsleistung gewählt: Er weist einen Absorptionskoeffizienten auf, der im Energieintervall 10 bis 500 KeV um 30% bis 40% größer ist als der von Blei. Andererseits sichern seine mechanischen Eigenschaften die Steifheit des Systems und die Präzision der Form der Löcher 124.
Außerdem werden im Rahmen der Erfindung die in den Wolfram- Platten 122 realisierten homothetischen Perforationen vorzugsweise durch chemische Behandlung erreicht.
Nach langen Studien und Experimenten hat sich diese Technik den anderen bekannten Technologien zum Durchbohren, wie z. B. das Laserbohren oder die Draht-Elektroerosion, als überlegen erwiesen.
Die Behandlung durch chemisches Abtragen besteht darin, ausgehend von einer das zu erstellende Stück darstellenden Maske, ein photoempfindliches Harz auf alle zu erhaltenden Teile aufzutragen. Das Stück wird daraufhin in ein Bad getaucht, das die nicht geschützten Zonen chemisch angreift, um die gewünschten Durchbrechungen 124 zu bilden.
Wie dies in Fig. 3 schematisch dargestellt wird, stellen die Löcher 124 in jeder Platte 122 zueinander parallele und senkrecht zu den Seiten der Platten 122 stehende Zylinder dar. Daraus ergibt sich, daß der Raumwinkel bezüglich der Brennpunktquelle O, der durch die Öffnung eines Lochs 124 begrenzt wird, nach und nach kleiner wird, wenn man sich von der Normalen N der Platten 122 entfernt, die durch das homothetische Zentrum O hindurchgeht.
Der Radius r der Löcher 124 in der Eintrittsfläche 123, die Dicke d der Platten 122 und die Brennweite f werden so bestimmt, daß ein akzeptabler von der Öffnung jedes Loches 124 begrenzter Raumwinkel bezüglich O erhalten wird.
Die Dicke d der Platten 122 ist vorzugsweise kleiner als der Durchmesser der Löcher 124 in der inneren Eintrittsfläche 123 des Kollimators, z. B. ist sie gleich der Hälfte dieses Durchmessers, und die Dicke der Wanddicke (Septas) zwischen den Löchern 124 in dieser Innenfläche (123) ist größer oder gleich der Dicke der Platten 122 (z. B. ist eine Distanz zwischen den Zentren der Löcher gleich groß bis dreimal so groß wie der Radius der Löcher 124 auf der Innenfläche 123).
Für die Anordnung der Detektoren 110 auf einer polyedrischen Stütze 150 vom Typ eines gleichmäßigen Ikosaeders nimmt jedes Kollimationsmodul 120 die Form eines dreieckigen Pyramidenstumpfes an.
Gemäß einer bestimmten und nicht einschränkenden Ausführungsform wird jeder Kollimator 110 durch einen Stapel von 48 Platten 122 aus Wolfram mit einer Dicke von 0,2 mm gebildet, der ein eine Brennweite f in der Größenordnung von 7 cm definierendes Netz aus Löchern 124 auf weist, wobei die Locher 124 auf der inneren Eintrittsfläche 123 des Kollimators einen Radius in der Größenordnung von 0,2 mm und einen Achsabstand in der Größenordnung von 0,5 mm aufweisen.
Genauer kann jeder Kollimator 110 durch einen Stapel von 24 unterschiedlichen Paaren aus jeweils zwei identischen Platten 122 gebildet sein. In einer derartigen Anordnung wird jede Platte der Dicke d durch Aufeinanderlegen von zwei identischen Abschirmungen mit der Dicke d/2 gebildet. Auf diese Weise lassen sich leicht Löcher 124 mit einem Durchmesser gleich d bilden, deren Abstand zwischen den Zentren gleich 3 d/2 ist.
Noch genauer beträgt bei einer besonderen nicht- einschränkenden Ausführungsform der Radius der Löcher 124 0,205 mm in der ersten Platte 122 und 0,231 mm in der letzten Platte 122, die Distanz zwischen den Zentren der Löcher 124 beträgt 0,614 mm in der ersten Platte 122 und 0,693 in der letzten Platte 122, die Länge der Kanten der ersten Platte 122 beträgt 87,2 mm und der letzten Platte 122 98,3 mm, und die Distanz zum Brennpunkt beträgt 71,6 mm für die erste Platte 122 und 80,8 mm für die letzte Platte 122.
Der Szintillator 130 wird vorzugsweise von einem Einkristall aus mit Thallium aktiviertem Natriumiodit (NaI(Tl)) gebildet.
Für eine ikosaedrische Anordnung weist der Kritallszintillator die Form eines Prismas mit dreieckigem Querschnitt auf, um die gesamte Austrittsfläche des Kollimators abzudecken.
Der Lichtleiter 135 sichert die optische Kopplung zwischen jedem Kristallszintillator 130 und der dazugehörigen Photomultiplier-Röhre 140. Die die Detektoren 110 stützende Struktur 150 muß die Positionierung der Brennpunkte der Kollimatoren 120 mit einer ausreichenden Genauigkeit, typischerweise in der Größenordnung von 0,1 mm, sicherstellen. Eine derartige Stützstruktur 150 kann Gegenstand von zahlreichen Ausführungsvarianten sein.
Eine bestimmte Ausführungsform, die eine aus Stützbalken 152, die jeweils zu fünft an ihren Enden verbunden und entlang der Kanten eines Ikosaeders angeordnet sind, gebildete Armierung umfaßt, ist in Fig. 4 dargestellt. Die Platten 122 des Kollimators 120 können auf den Balken 152 mit Hilfe von in den Ecken der Platten 122 angreifenden Stäben 154 befestigt werden.
Bei einer Variante kann die Struktur 150 die Lichtleiter 135 der Detektoren und nicht die Kollimatoren 120 stützen.
Das System 200 zum Tragen und Verschieben des analysierten Objekts ist dazu ausgelegt, drei Freiheitsgrade der linearen Verschiebung des analysierten Objekts C bezüglich der Sensoren 110 zu definieren. Diese Verschiebungen können mit Hilfe von drei zueinander senkrechten gesteuerten und mit Bezugspunkten versehenen motorisierten Achsen erreicht werden, die schematisch bei 210 in der Fig. 1 dargestellt sind und zu Steuerungsmitteln 220 gehören, die interaktiv die Bewegungen der Motoren sicherstellen, um das Objekt C zu positionieren und eine Analyseregion und einen Verschiebungsschritt zu definieren, um automatisch das für die Aquisition notwendige Abtasten zu bewirken.
Die Verschiebungsmechanik 210 jeder Achse kann für jede motorisierte Achse aus den folgenden Einheiten zusammengesetzt sein:
- einem Translationstisch, der die Bewegung eines Wagens über ein Schraube-Mutter-System auf einer Strecke von z. B. 10 cm antreibt, und
- einem Schrittmotor, der auf jedem Translationstisch gesteuerte Inkremente von z. B. 10 um erlaubt.
Das aus einer Aquisition resultierende Bild wird ausgehend von der an jeder Position des Verschiebungssystems 210 detektierten Anzahl von Photonen aufgebaut. Während der Aquisition ist es daher notwendig, jede Bewegung des analysierten Objekts C in Beziehung zum Verschiebungssystem 210 zu vermeiden, um keine Artefakte in das Bild einzuführen.
Das System 200/210 muß daher mit einem System zur spezifischen Positionierung des analysierten Objekts ausgestattet sein.
Als nicht-einschränkendes Beispiel reicht es für die zerebrale Bildgebung einer Ratte, einfach den Kopf derselben ruhigzustellen. Die in diesem Fall verwendete Positionierungsvorrichtung kann den bei Stereotaxieapparaten bekannten Vorrichtungen entsprechen. Die Ruhigstellung des Kopfes wird in diesem Fall an drei Punkten durchgeführt: An den Eingängen der Ohröffnungen, mit zwei einstellbaren Positionsstiften, und hinter den Schneidezähnen, mit einem Stift, auf den der Oberkiefer drückt.
Die Verarbeitungsmittel 300 sind dazu ausgelegt, zwei zeitlich koinzidente Strahlungen zu detektieren, die auf der Anordnung der Detektoren 110 erzeugt werden, ohne eventuell die in einem gleichen Detektor, noch die in diametral gegenüberliegenden Detektoren erzeugten Koinzidenzen zu berücksichtigen.
Auf diese Weise geschieht die Detektion eines Ereignisses mit viel größerer Wahrscheinlichkeit, wenn es aus dem Brennpunkt kommt, dank der Konjugation einer durch die Kollimatorstruktur gegebenen physischen Kollimation und einer durch die koinzidente Detektion der beim Zerfall abgegebenen Photonen gegebene elektronische Kollimation.
Wenn es darum geht, zwei Photonen mit der gleichen Energie zu detektieren, kann die Elektronik 300 zur Verarbeitung und zur Aquisition besonders einfach sein, wie in Fig. 5 dargestellt.
Jede zu einem Detektor 110 gehörige Detektionslinie umfaßt einen Verstärker 310 und ein Diskriminationsmodul 312, welches ein Fenster um den Photopeak definiert. Die Ausgaben der Einkanalanalysatoren 312 werden dazu verwendet, das Koinzidenzsignal in einem Zeit-Amplituden-Umwandler 314 zu erzeugen. Drei Signale werden an eine Schnittstellenkarte 316 geschickt: das von dem Umwandler 314 abgegebene Koinzidenzsignal und die beiden Ausgaben der Einkanalanalysatoren 312, die letzteren mit dem Ziel, für jeden Detektor 110 ein monophotonisches Bild zu konstruieren. Ein durch die logische Kombination in einem Gatter 318 von von den Diskriminatoren 312 stammenden Bildern von einfachen Ereignissen erzeugtes Aquisitionssignal wird ebenfalls an die Schnittstellenkarte 316 geliefert.
Die vorstehend beschriebene und in Fig. 5 veranschaulichte Vorrichtung wird jedoch schnell schwer und impraktikabel, wenn man koinzident und mit mehr als zwei Detektoren 110 zwei Strahlungen mit unterschiedlicher Energie detektieren möchte.
Um diese Schwierigkeit zu lösen, wird im Rahmen der Erfindung eine spezielle Aquisitionsvorrichtung vorgeschlagen, die es erlaubt, für jedes detektierte Ereignis die Energie des Ereignisses und den Moment, in dem es geschehen ist, zu extrahieren, um seine zeitliche Koinzidenz mit einem anderen Ereignis zu testen.
Eine derartige Vorrichtung stellt z. B. eine Energie-Zeit- Umwandlung sicher und codiert die Ereignisse in einem Signal, dessen Größe proportional zu ihrer Energie ist. Ein derartiges System erlaubt es auch, auf intrinsische Art den Ankunftszeitpunkt von jedem Ereignis zu codieren und erlaubt somit Koinzidenztests.
Das Funktionsprinzip eines Systems zur Detektion von Koinzidenzen auf der Basis eines Energie-Zeit-Umwandlers ist wie folgt. Zwei Ereignisse werden auf den Detektoren i bzw. j detektiert. Jeder Energie-Zeit-Umwandler erzeugt ein Signal, dessen Größe T proportional zu der in dem Detektor abgegebenen Energie ist. Wenn die Größen Ti und Tj den betreffenden Energien entsprechen, betrachtet man die Ereignisse als koinzident, wenn der Unterschied der Anfänge der Signale, tdi-tdj, kleiner ist als die Größe des vorbestimmten Koinzidenzfensters τ.
In der Fig. 7 ist ein Ausführungsbeispiel einer Schaltung 320 gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt, welche dazu ausgelegt ist, eine derartige Energie-Zeit Umwandlung sicherzustellen, und Fig. 8 zeigt Chronogramme der an verschiedenen Punkten der Schaltung abgenommenen Signale.
Die Schaltung der Fig. 7 umfaßt:
- einen Kondensator 321, der dazu ausgelegt ist, ein von einem Photomuliplier 140 stammendes Signal zu integrieren,
- einen Detektor 322 des Signals am Ausgang des Photomultipliers,
- eine durch den vorgenannten Detektor 322 initiierte Verzögerungszelle 323,
- eine Stromquelle 324, die parallel zum Kondensator 321 geschaltet und durch den Ausgang der Verzögerungszelle 323 gesteuert ist,
- einen Komparator 325, dessen einer Eingang auf Masse und dessen anderer Eingang mit dem Kondensator 321 verbunden ist, wobei die Ausgabe des Komparators 325 die Ausgabe der Vorrichtung zur Energie-Zeit-Umwandlung darstellt, und
- einen Schalter 326, der durch den Komparator 325 gesteuert und dazu ausgelegt ist, den Kondensator 321 zu entladen.
Diese Schaltung 320 funktioniert wie folgt:
Das Licht der durch die Interaktion eines Röntgen- oder γ- Photons in dem Kristall 130 aus NaI(Ti) erzeugten Szintillation zeigt sich auf der Anode des Photomultipliers 140 durch ein Signal mit einem sehr schnellen Anstieg (in absoluten Werten), gefolgt von einem fast exponentiellen Abstieg mit einer charakteristischen Zeit in der Größenordnung von 230 ns. Da das Integral dieses Ansprechens proportional zu der von der Strahlung an das Kristall abgegebenen Energie ist, ist es das Ziel der Energie-Zeit-Umwandlung 320, dieses Integral zu bekommen, um die Größe eines quadratischen Signals zu modulieren. Das Integral des Signals der Anode wird auf dem Kondensator 321 in einer vordefinierten Zeit gewonnen. Diese Zeit wird ausgehend von einer Verzögerung erhalten, die an das von der letzten Dynode des Photomultipliers 140 (Module Signaldetektion 322 und Verzögerungszelle 323) extrahierte Signal angewandt wird. Am Ende der Integrationszeit wird der parallel zum Kondensator 321 geschaltete Stromerzeuger 324 in Betrieb genommen, um eine linear Entladung desselben durchzuführen. Gleichzeitig zum Einschalten des Stromerzeugers 324 nimmt der Ausgang der Kippschaltung 325, die das Ausgangssignal des Umwandlers 320 gibt, einen logischen Zustand "l" an. Während des Nulldurchgangs der Spannung des Kondensators 321 kehrt die Kippschaltung 325 auf ihren niedrigen Zustand zurück und unterbricht dadurch das hohe Niveau des Ausgangssignals; der Stromerzeuger 324 wird angehalten und der Kondensator 321 wird vollkommen entladen und aktiviert dabei den Schalter 326.
In Fig. 9 hat man ein Ausführungsbeispiel einer Aquisitionsschaltung 330 gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt.
Dieses Schaltung 330 ist dazu ausgelegt, Energien zu codieren, die von z. B. -10 keV (27 keV für ¹²³I und ¹²&sup5;I) bis zu -300 keV (245 keV für ¹¹¹In) gehen, bei einer maximalen Impulsrate von 10&sup4; Schlägen pro Sekunde pro Detektor.
Das System 330 ist z. B. zusammengesetzt aus:
- einer Anordnung von (z. B. 15) Detektoren (Szintillator 130 + Photomultiplier 140),
- einem mit jedem Detektor 110 gekoppelten Energie-Zeit- Umwandler 320,
- zwei Detektoren 331, 332, für steigende und fallende Flanken der von den Umwandlern 320 ausgegebenen Signale,
- einen Zeitgeber 333 für die zeitliche Referenzierung der Signale,
- zwei durch den Zeitgeber 333 gesteuerte Zeitzähler 334, 335,
- zwei durch die Flankendetektoren 331, 332 gesteuerte Adreßzähler 336, 337, und
- zwei Speicher 338, 339 für die zyklische und temporäre Speicherung von Informationen vor dem Transfer auf dem Bus 341 eines Computers 342.
Am Ausgang von jedem Energie-Zeit-Umwandler 320 findet man ein Signal, dessen Größe proportional zu der an den Detektor 110 abgegebenen Energie ist. Diese Große kann z. B. von 10 ns für 3 keV bis zu 1 us für 300 keV variieren. Dies läßt leicht eine Impulsrate von 10&sup5; Schlägen pro Sekunde zu. Die Momente der Flanken des Anstiegs und des Abfallens des Signals werden mit Hilfe der Zeitzähler 334, 335 und des Zeitgebers 333 berechnet und in den unabhängigen Speichern 338, 339 gespeichert. Wenn die Aquisition in einem Voxel beendet ist, werden die Daten der Speicher 338, 339 an den Bus 341 des PCs übergeben, um von einer speziellen Software verarbeitet zu werden.
Das Verfahren zur Aquisition von Informationen gemäß der vorliegenden Erfindung zum Zweck der Bildgebung umfaßt wohlverstanden den anfänglichen Schritt der Injektion in den zu analysierenden Körper C eines radioaktiven Markers, der dazu ausgelegt ist, zwei koinzidente Strahlungen zu emittieren, die wenigstens ein wenig im Winkel korreliert sind.
Ein derartiger Marker kann der Gegenstand von zahlreichen Varianten sein.
Es gibt wenigstens drei radioaktive Verfallsmechanismen, die die koinzidente Emission von zwei wenig im Winkel korrelierten Photonen veranlassen.
Bei dem ersten der Abregungsmechanismen (isobarische Abregung eines Kerns) erzeugt der Verfall eines Mutterkerns einen angeregten Kern, der seinen Grundzustand über eine Kaskade erreicht und dabei zwei Gammas in Koinzidenz erzeugt. Ein Beispiel für ein Radioelement, das sich über diesen Mechanismus abregt, ist ¹¹¹In. Nach einem Elektroneneinfang hat ¹¹¹In (Halbwertszeit: 2,8 Tage) das angeregte Niveau von 417 keV von ¹¹¹Cd. Der Grundzustand von ¹¹¹Cd wird durch die Kaskadenemission eines Gammas mit 171 keV, gefolgt von einem anderen mit 245 keV, erreicht; die Halbwertszeit des Niveaus bei 245 keV ist 85 ns.
Die beiden anderen Mechanismen betreffen die Radioelemente, deren Zerfall mit einem Elektroneneinfang beginnt, der dazu dient, das erste Photon des koinzidenten Paares zu liefern. Tatsächlich verwendet man beim Elektroneneinfang vorteilhaft die von der Neuordnung der tiefen Elektronenschalen stammende Xk Emission, um über ein erstes Photon zu verfügen. Die Abregung des Tochterkerns verursacht das zweite Photon und hierfür findet man zwei Möglichkeiten. Wenn die Abregung strahlend ist, wird es ein γ Photon koinzident zu dem Xk Photon geben. Wenn die Abregung mittels einer internen Umwandlung erfolgt, wird es auch eine elektronische Umordnung und die Emission eines X Photons in Koinzidenz mit dem des Elektroneneinfangs geben. Zwei Isotope des Iods (Z = 53) dienen als Beispiel für diese beiden Koinzidenzmechanismen: ¹²³I (Halbwertszeit: 13 Stunden) und ¹²&sup5;I (Halbwertszeit: 60 Tage). In beiden Fällen wird die Xk Strahlung bei ungefähr 27 keV emittiert, die Wahrscheinlichkeit, ein Elektron der Schale K einzufangen, beträgt 80%, und der Wirkungsgrad der Fluoreszenz beträgt 86%. Im Fall des ¹²³I führt der Elektroneneinfang zu einem angeregten Zustand von ¹²³Te, der in den Grundzustand durch die Emission eines Gammas mit 159 keV übergeht, wobei die Koinzidenzrate Xk-γ ungefähr 70% ist. Im Fall von ¹²&sup5;I hat der angeregte Zustand des Tochterkerns eine Energie von 35 keV, der Übergang zum Grundzustand wird entweder durch die Emission eines Gammas (7% Wahrscheinlichkeit) oder durch ein interne Umwandlung bewirkt; die Koinzidenzrate Xk-γ plus Xk- Xk beträgt 60%.
Die Erfindung ist nicht auf die Verwendung der vorgenannten Radioelemente ¹²³I, ¹²&sup5;I und ¹¹¹In beschränkt, sondern erstreckt sich auf alle anderen äquivalenten Radioelemente, die dazu geeignet sind, wenigstens zwei Strahlungen in zeitlicher Koinzidenz zu emittieren, so wie γ-γ, γ-X (Gamma- Röntgen) oder X-X (Röntgen-Röntgen), die wenigstens wenig im Winkel korreliert sind.
Nach oder vor der Injektion des Radiotracers wird der zu analysierende Körper C in die Kollimator-Detektionsstruktur 100 gesetzt.
Die vom Objekt C emittierten Strahlungen, die die Kollimatoren 120 passieren, werden von der Detektoranordnung 110 (Szintillatoren 130 + Photomultiplier 140) delektiert. Das von den Detektoren 110 abgegebene und in den Mitteln 310, 320, 330 verstärkte und verarbeitete Signal wird auf einen Computer 342 geschickt, der für seine Aquisition und Speicherung verantwortlich ist. Die Verarbeitungselektronik 310, 320, 330 liefert entweder die Signale der Koinzidenz zwischen zwei beliebigen Detektoren 110, oder ein Ensemble von Signalen, um a posteriori die erzeugten Koinzidenzen wiedergewinnen zu können.
Die Koinzidenzdetektion erlaubt die Optimierung der räumlichen Auflösung und das Zurückweisen von Signalen, die von außerhalb des Brennpunkts gelegenen Punkten stammen.
Die Verschiebung durch Abtasten des Brennpunkts der Kollimatoren 120 in dem Volumen der interessierenden Region während der Akquisition erlaubt, das Bild des Objekts C Voxel für Voxel aufzubauen. Auf diese Weise ist es nicht notwendig, einen Bildrekonstruktionsalgorithmus zu verwenden, der besonders anfällig dafür ist, statistische Fluktuationen auf dem rekonstruierten Bild zu verstärken, wie im Fall der Techniken SPECT und PET, und die Visualisierung kann gemäß der Erfindung Voxel für Voxel während des Ablaufs der Akquisition erfolgen.
Die vorliegende Erfindung gibt Veranlassung zu zahlreichen Anwendungen, die die Messung der Konzentration von radioaktiv markierten chemischen Substanzen erfordern, von denen man auf nicht-einschränkende Weise das Studium von kleinen Tieren in vivo, insbesondere im Rahmen von klinischen Forschungen, nennen könnte, betreffend z. B. die Detektion von cardiovaskulären Läsionen, die Krebsforschung, die Detektion und Verfolgung von Tumoren, das Studium der Verteilung von Neurorezeptoren, die Visualisierung von Hirnfunktionen (bei neurodegenerativen Krankheiten wie Parkinson oder Alzheimer oder auch Huntington; oder bei psychiatrischen Krankheiten wie der Schizophrenie), die Gentherapie oder allgemeiner die Neurobiologie oder die Neuropharmakologie, um die Wirksamkeit von Therapien zu evaluieren, die auf der Verabreichung von neuroprotektiven Substanzen und der Implantation von neuronalen Implantaten basieren.
Die Verwendung der Vorrichtung und die Implementierung des vorstehend beschriebenen Verfahrens können durch jedes berechtigte Personal durchgeführt werden, ohne besondere Kenntnisse auf dem medizinischen Gebiet zu erfordern.

Figurenlegende

Fig. 6

Détecteur Detektor
Energie détectée Detektierte Energie
Convertisseur energie-temps Energie-Zeit-Umwandler
Fenetre de coincidence Koinzidenzfenster

Fig. 7

Anode PM Anode PM
Sortie CET Ausgang CET

Fig. 8

Anode Anode
Signal condensateur intégration Kondensatorsignal-Integration
Rampe de courant Stromrampe
Signal de sortie (NIM) Ausgangssignal (NIM)
Détection du zéro Nulldurchgang

Fig. 9

Horloge Zeitgeber
Compteur temps Zeitzähler
Compteur adresse Adreßzähler
Tampon Puffer
Memoire Speicher
Interface carte-PC Schnittstellenkarte-PC
Bus PC Bus PC

Claims

1. Vorrichtung zur nicht-invasiven Analyse durch Radio- Bildgebung, umfassend mehrere Detektoren (110), die zu Kollimatorstrukturen (120) mit einer gemeinsamen Brennpunktquelle (0) gehören, und Mittel zur Verarbeitung (300) von Signalen, die von dem Ausgang der Detektoren (110) stammen, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Verarbeitungsmittel (300) eine kombinatorische logische Funktion vom "UND"-Typ der Ausgabe der Detektoren (110) sicherstellen, um zwei koinzident emittierte und im Winkel wenig korrelierte Strahlungen zu detektieren.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie Mittel zum Zählen von radioaktiver Strahlung umfaßt.

3. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie außerdem Mittel (200) umfaßt, die dazu ausgestaltet sind, den zu analysierenden Körper (C) zu tragen und eine gesteuerte relative Verschiebung zwischen diesem und der Detektoranordnung (110) zu erlauben.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Detektoren (110) ein Raumfeld von wenigstens gleich 2π Steradianten um den Brennpunkt (0) abdecken.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Detektoren (110) an den Seiten eines Ikosaeders angeordnet sind.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie 15 Detektoren (110) umfaßt.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß jeder Detektor (110) einen Kollimator (120), einen Szintillator (130), einen optischen Leiter (135) und einen Photomultiplier (140) umfaßt.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß jede Kollimatorstruktur (120) konische Strahlungslöcher (124) umfaßt.

9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie eine Stützstruktur (150) der Detektoranordnung (110) in Form einer Armierung umfaßt, die von an ihren Enden verbundenen Balken (152) gebildet wird.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie Mittel (200) umfaßt, die dazu ausgestaltet sind, eine gesteuerte und beschränkte relative Verschiebung in drei orthogonalen Achsen zwischen dem zu analysierenden Körper (C) und der Detektoranordnung (110) zu bewirken.

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie Verarbeitungsmittel (300) umfaßt, die Mittel (320) zur Energie/Zeit-Umwandlung umfassen, die dazu ausgestaltet sind, die detektierten Ereignisse in der Form von Signalen zu kodieren, deren Größe proportional zur Energie des Ereignisses ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Verarbeitungsmittel (320) umfassen:

- einen Kondensator (321), der dazu ausgestaltet ist, das von einem Photomultiplier (140) ausgegebene Signal zu integrieren,

- einen Detektor (322) des Signals am Ausgang des Photomultipliers,

- eine durch den oben genannten Detektor (322) initiierte Verzögerungszelle (323),

- eine Stromquelle (324), die parallel zum Kondensator (321) angeordnet und durch die Ausgabe der Verzögerungszelle (323) gesteuert ist,

- einen Komparator (325), dessen einer Eingang auf Masse ist und dessen anderer Eingang mit dem Kondensator (321) verbunden ist, wobei der Ausgang dieses Komparators (325) den Ausgang der Vorrichtung zum Energie/Zeit-Umwandlung darstellt, und

- einen Schalter (326), der durch den Komparator (325) gesteuert ist und dazu geeignet ist, den Kondensator (321) zu entladen.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 oder 12, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Verarbeitungsmittel (300) Zeitzähler (334, 335) umfassen, die durch einen Zeitgeber (333) gesteuert sind und dazu geeignet sind, die Momente zu definieren, in denen das von den Mitteln (320) zur Energie/Zeit-Umwandlung ausgegebene Signal kippt.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Zeitzähler (334, 335) durch Detektoren (331, 332) für steigende und fallende Flanken der Signale gesteuert sind, die von den Energie/Zeit-Wandlern (320) ausgegeben werden.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß sie einen durch einen Stapel von Platten (122), die mit Perforationen (124) ausgestattet sind, gebildeten Kollimator umfaßt, wobei die Dicke (d) der Platten (122) kleiner als der Durchmesser der Perforationen (124) in der inneren Eintrittsfläche (123) des Kollimators ist und die Wanddicke zwischen den Perforationen (124) größer als die Dicke der Platten (112) ist.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die in den verschiedenen Platten (122) vorgesehenen Perforationen (124) eine homothetische Progression auf weisen.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 15 oder 16, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Perforationen (124) durch chemische Behandlung hergestellt sind.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 17, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Platten (122) aus Wolfram hergestellt sind.

19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 18, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß wenigstens einige der Platten (122) durch Aufeinanderlegen von zwei identischen perforierten Abschirmungen gebildet sind.

20. Verfahren zur nicht-invasiven Analyse durch Radio- Bildgebung, welches die folgenden Schritte umfaßt:

- Injizieren eines Markers in einen zu analysierenden Körper (C), wobei der Marker dazu geeignet ist, zwei koinzident emittierte und im Winkel wenig korrelierte Strahlungen zu erzeugen und

- Delektieren dieser Strahlungen mit Hilfe einer Analysevorrichtung, welche mehrere Detektoren (110) umfaßt, die zu Kollimatorstrukturen (120) mit einer gemeinsamen Brennpunktquelle (0) gehören, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß die Detektion mit Hilfe von Verarbeitungsmitteln (300) durchgeführt wird, die eine kombinatorische logische Funktion vom "UND"-Typ der Ausgabe der Detektoren (110) sicherstellen, um zwei koinzident emittierte und im Winkel wenig korrelierte Strahlungen zu detektieren.

21. Verfahren nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß der verwendete Marker dazu ausgelegt ist, zwei koinzident emittierte und in Winkel wenigstens ein wenig korrelierte Strahlungen zu emittieren, die von Atomen (im Anschluß an einen Elektroneneinfang oder eine interne Umwandlung emittierte Röntgenstrahlen) oder Kernen (bei der isobaren Abregung eines Kerns emittierte γ-Strahlen) abstammen.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 oder 21, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß der verwendete Marker aus der Gruppe umfassend ¹²³I, ¹²&sup5;I, ¹¹¹In ausgewählt wird.

23. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 22, gekennzeichnet durch die Tatsache, daß das Bild des zu analysierenden Körpers Voxel für Voxel aufgebaut wird.