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Die Erfindung betrifft ein bildgebendes
Verfahren zur Bestimmung von in vivo Verteilungen biolumineszenter,
fluoreszenter und radioaktiver Marker. Ferner bezieht sie sich auf
eine Vorrichtung zur Durchführung
des bildgebenden Verfahrens.
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Die qualitative und quantitative
Erfassung von morphologischen, funktionellen und biochemischen Parametern
unter Benutzung bildgebender Verfahren ist Grundlage diverser medizinischer
Forschungs- und Anwendungsgebiete. Bekannte, unter anderem in der
Tumorforschung eingesetzte, bildgebende Verfahren sind zum Beispiel
die Einzelphotonenemissions-Computertomographie (SPECT) unter Einsatz
von Radionukliden oder optische Technologien unter Verwendung von
Fluoreszenz oder Biolumineszenz.
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Bei der Einzelphotonenemissions-Computertomographie
werden dem zu untersuchenden Tier oder Menschen radioaktive Marker
injiziert, die sich in Abhängigkeit
von den sie transportierenden biologischen Trägern in bestimmten Organen
oder Gewebearten des Tieres/Menschen konzentrieren. Die radioaktiven
Marker geben radioaktive Strahlung (γ-Strahlung) ab, deren Intensität in einem
bestimmten Bereich des zu untersuchenden Subjekts von der Konzentration
des Markers in diesem Bereich abhängt. Die radioaktive Strahlung
wird mittels einer γ-Kamera
oder Szintillations-Kamera detektiert. Zur Durchführung hochauflösender Studien
an kleinen Labortieren sind zum Beispiel aus D.P. McElroy et al.: Evaluation
of A-SPECT: A Desktop Pinhole SPECT System for Small Animal Imaging,
Proc. Med. Imag. Conf. San Diego 2001, M10-4 oder aus A.G. Weisenberger
et al.: Development of a Novel Radiation Imaging Detector System
for In Vivo Gene Imaging in Small Animal Studies, IEEE Transactions
on Nuclear Science, Vol. 45, No. 3 (Juni 1998) 1743–1749 Vorrichtungen
zum Nachweis der γ-Photonen
bekannt. Anwendungsgebiete solcher Tomographen sind zum Beispiel
die präklinische
Forschung oder die Radiotracer-Entwicklung.
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Ein weiteres im Stand der Technik
bekanntes bildgebendes Verfahren zur in vivo Untersuchung ist ein
optisches Verfahren, das sich fluoreszenter oder biolumineszenter
Marker bedient. Diese dienen beispielsweise als Reportergene, die
zur Beobachtung von Gen-Expression
eingesetzt werden, da die zugehörigen
Proteine ein meßbares
optisches Signal produzieren. Das Gen, das das Protein Luziferase
codiert, ist ein vielverwendetes Reportergen. Dabei wird das Gen
für ein
bestimmtes Protein durch das Luziferasegen ersetzt. Bei Aktivierung
des zugehörigen
Promotors treibt dieser nun die Transkription des Luziferasegens.
Das Enzym Luziferase aus dem nordamerikanischen Leuchtkäfer Photinus
pyralis katalysiert in Gegenwart von ATP und Mg2+ die
oxidative Decarboxylierung von Luziferin. Dabei entstehen Lichtblitze,
die sich zum Leuchten dieser Tiere aufaddieren. Die bei Anwesenheit
von Luziferin und ATP auftretende Lumineszenz zeigt folglich die
Expression von Luziferase an. Dieses optische Signal ist leicht
meßbar,
zum Beispiel mit CCD-Kameras. Ebenso
wie biolumineszente Reportergene werden auch fluoreszente Reportergene
eingesetzt, beispielsweise das Gen zum grünfluoreszierenden Protein (GFP).
Solche Proteine werden durch Bestrahlung mit einer äußeren Lichtquelle
zum Fluoreszieren angeregt. In vivo Bildgebung von Genexpression
mit optischen Verfahren ist beispielsweise aus C. Bremer, R. Weissleder:
In Vivo Imaging of Gene Expression: MR and Optical Technologies,
Academic Radiology Vol. 8, No 1 (Januar 2001) 15–23 bekannt. Diese Verfahren
werden unter anderem auch zur in vivo Tumorüberwachung eingesetzt (R. Weissleder
et al.: In Vivo Imaging of Tumors with Protease-Activated Near-Infrared
Fluorescent Probes, Nature Biotechnology, Vol. 17 (April 1999) 375–378).
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Vorteile der die optischen (Fluoreszenz
oder Lumineszenz) Photonen emittierenden Moleküle sind u.a., daß sie bestimmte
chemische Eigenschaften von medizinischem Interesse besitzen, die
den radioaktiv markierten Komponenten fehlen, beispielsweise, daß sie durch
spezifische enzymatische Wechselwirkungen aktiviert werden können. Die
radioaktiven Substanzen haben hingegen den Vorteil, daß die von
ihnen emittierten γ-Strahlen
viel geringere Wechselwirkungswahrscheinlichkeiten mit dichtem Gewebe
als die optischen Photonen aufweisen, so daß sie große Gewebevolumen oder -dicken
durchdringen können.
Des weiteren kann ihre geringe oder nicht vorhandene Wechselwirkung
mit den biochemischen Eigenschaften des zu untersuchenden Gewebes
von Vorteil sein. Im Stand der Technik werden beide bildgebende
Verfahren, das Verfahren zum Nachweis der durch die fluoreszierenden
oder lumineszierenden Moleküle
emittierten optischen Photonen einerseits und das Verfahren zum
Nachweis der durch die Radioisotope emittierten höherenergetischen
Photonen andererseits, separat, in verschiedenen Vorrichtungen durchgeführt. Ein
Vergleich der mit beiden Bildgebungsverfahren gewonnenen Bilder
ist nur bedingt mög lich,
da sie nicht gleichzeitig und unter den gleichen Projektionswinkeln
gewonnen werden können.
Es ergeben sich die Probleme der übermäßigen Belastung des zu untersuchenden
Subjekts, der Nichtreproduzierbarkeit kinetischer Studien, der nicht-identischen
Bildgebungsgeometrien, der Tier- und Organbewegung und der korrekten Überlagerung
der Bilder, wenn beide Verfahren nacheinander durchgeführt werden.
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Der vorliegenden Erfindung liegt
daher die Aufgabe zugrunde, die Nachteile des Standes der Technik
zu vermeiden und die Vorteile beider oben beschriebener Technologien
zu vereinen.
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Diese Aufgabe wird durch ein bildgebendes Verfahren
zur gleichzeitigen Bestimmung von in vivo Verteilungen biolumineszenter
und/oder fluoreszenter Marker und radioaktiver Marker unter gleichen Projektionswinkeln
gelöst,
wobei die Verteilung der biolumineszenten und/oder fluoreszenten
Marker durch separaten Nachweis von Photonen mit einer ersten mittleren
Energie, die die biolumineszenten und/oder fluoreszenten Marker
emittieren, mittels mindestens einem ersten Detektor bestimmt wird
und die Verteilung der radioaktiven Marker durch gleichzeitigen
separaten Nachweis von Photonen mit einer zweiten mittleren Energie,
die die radioaktiven Marker emittieren, mittels mindestens einem
zweiten Detektor bestimmt wird.
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Unter Projektion ist in diesem Zusammenhang
die zweidimensionale Abbildung einer dreidimensionalen Energieverteilung
bei einem bestimmten Projektionsraumwinkel des Detektors gegenüber dem
abzubildenden Objekt zu verstehen. In der Erfindung sind die Projektionsraumwinkel
der beiden Detektorsysteme gegenüber
dem Objekt identisch, d.h. das Objekt wird von einem gleichen Projektionswinkel
aus von beiden Detektoren "betrachtet".
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Optische Photonen der biolumineszenten und/oder
fluoreszenten Marker besitzen eine (erste) mittlere Energie im Bereich
zwischen 1eV und 3eV. Photonen der radioaktiven Marker besitzen
eine zweite mittlere Energie in einem Bereich zwischen 10keV und
600keV. Das erfindungsgemäße bildgebende
Verfahren wird in vivo durchgeführt.
Es kann zum Beispiel an lebenden Labortieren angewendet werden.
Dabei können
in vorteilhafter Weise
- – Transport, Metabolismus und
Ausscheidung von Wirkstoffen im lebenden Organismus beobachtet und
- – biologische
Prozesse in ihrer natürlichen
Umgebung gemessen werden.
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In einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung werden die Photonen der biolumineszenten
und/oder fluoreszenten Marker mit der ersten mittleren Energie und
die Photonen der radioaktiven Marker mit der zweiten mittleren Energie zum
separaten Nachweis mit Hilfe einer Schicht getrennt, wobei die Schicht
die Photonen in Abhängigkeit
von ihrer Energie im wesentlichen reflektiert oder transmittiert.
Beispielsweise wird γ-Strahlung ohne oder
mit nur geringen Wechselwirkungen mit der Schicht transmittiert,
während
die niederenergetischere optische Strahlung durch die Schicht reflektiert
wird. Dies ermöglicht
einen separaten Nachweis der Photonen verschiedener Energien, die
unter demselben Projektionswinkel von Markern in dem zu untersuchenden
Subjekt emittiert werden.
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In einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung dient die Schicht dazu, die Photonen
der biolumineszenten und/oder fluoreszenten Marker in Richtung des
mindestens einen ersten Detektors zu reflektieren und die Photonen
der radioaktiven Marker in Richtung des mindestens einen zweiten
Detektors zu transmittieren. Die Photonen verschiedener Energien
werden folglich nicht nur durch die Schicht getrennt, sondern auch
schon in Richtung der sie nachweisenden Detektoren "gelenkt".
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Vorzugsweise umfassen die biolumineszenten
und/oder fluoreszenten Marker mindestens einen Marker aus der Gruppe
Marker des Luziferase-Reporters, Marker-Moleküle mit Emissionswellenlängen im
Nahinfrarotbereich (NIRF-Moleküle)
und Moleküle des
GFP (des grünfluoreszierenden
Proteins). Marker aus dieser Gruppe wurden bereits erfolgreich in das
Reportergenkonzept integriert und in vivo (in lebenden) Tieren nachgewiesen.
Die Luziferase produziert im Rahmen einer enzymatischen Reaktion
(siehe oben) ein blaues oder gelb-grünes Licht. Die Enzymsubstrate,
die die Ausgangssubstanzen für
die lichtemittierenden Produkte bilden, heißen Luziferine. Luziferase/Luziferin-Systeme
findet man zum Beispiel in der Feuerfliege Photinus pyralis (Emissionsmaximum
bei 562 nm), in Leuchtkäfern
und in zahlreichen marinen Leuchtbakterien (Emissionsmaximum bei
489 nm).
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Die am besten charakterisierten grünfluoreszierenden
Proteine (GFP) stammen von der pazifischen Qualle Aequorea victoria
und der Seefeder Renilla reniformis. In beiden Fällen transformiert das GFP
blaue Chemilumineszenz in grüne
Fluoreszenz (Emissionsmaximum bei 508 nm). GFP ist ein relativ kleines
Protein, bestehend aus 238 Aminosäuren.
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Die Moleküle mit Emissionswellenlängen im Nahinfrarotbereich
(NIRF-Marker) haben geringere Wechselwirkungswahrscheinlichkeiten
im Gewebe als Photonen mit Wellenlängen im sichtbaren Wellenlängenspektrum
und deshalb eine größere Eindringtiefe.
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Mit den biolumineszenten und/oder
fluoreszenten oder mit den radioaktiven Markern können beispielsweise
Proteine, Lipide, RNA oder DNA markiert werden.
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Vorzugsweise umfassen die radioaktiven Marker
mindestens einen Marker aus der Gruppe As-72, Br-75, Co-55, Cu-61,
Cu-64, Cu-67, Ga-67, Gd-153, I-123, I-125, I-131, In-111, Ru-97,
Tl-201, Tc-99m und Xe-133. Das jeweils verwendete Radioisotop wird
in Bezug auf seine Halbwertszeit und die Energie der von ihm emittierten
Strahlung in Abhängigkeit
von dem zu messenden biologischen Prozeß als Marker ausgewählt.
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In einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird der Nachweis der die erste mittlere
Energie aufweisenden Photonen mit mindestens einer CCD-Kamera und
der Nachweis der die zweite mittlere Energie aufweisenden Photonen
mit mindestens einem Einzelphotonenemissions-Computertomographie
(SPECT)-Detektor, der einen Kollimator mit mindestens einer Apertur
umfaßt,
durchgeführt.
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CCD's (Charge Coupled Device) sind ladungsgekoppelte
Abbildungssensoren, die zum hochempfindlichen Photonennachweis dienen.
Die CCD-Kamera ist in eine Vielzahl kleiner lichtempfindlicher Zonen
(Pixel) aufgeteilt, die die einzelnen Punkte eines Bildes ergeben.
Das Raster von Pixels wird durch eine Schaltungsstruktur auf einem
Halbleiterkristall (üblicherweise
Silicium) gebildet. Die Arbeitsweise der CCD-Kamera basiert auf
der Freisetzung von Elektronen durch auftreffendes Licht in dem Halbleitermaterial.
Durch ein Photon, das auf ein Pixel fällt, wird mindestens ein Elektron
freigesetzt, das durch ein elektrisches Potential am Ort des Pixels festgehalten
wird. Die Anzahl der Elektronen, die am Ort des Pixels freigesetzt
werden, ist proportional zur Intensität des an diesem Ort einfallenden
Lichts. Die Anzahl der Elektronen wird in jedem Pixel gemessen, so
daß ein
Bild rekonstruiert werden kann. CCD's sollten gekühlt werden, da ansonsten mehr
Elektronen ausgelesen würden,
die nicht durch den Lichteinfall, sondern durch die Erwärmung freigesetzt
würden.
Bei der vorliegenden Erfindung werden vorzugsweise die optischen
Photonen der biolumineszenten und/oder fluoreszenten Marker mit
Hilfe mindestens einer CCD-Kamera
detektiert.
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SPECT-Detektoren enthalten üblicherweise γ- oder Szintillationskameras.
Ein Szintillator absorbiert die von den Radioisotopen emittierten γ-Strahlen.
Als Antwort darauf emittiert der Szintillator Lichtszintillationen
aus sichtbarem Licht, die durch eine Gruppe von Photomultiplikatoren
des SPECT-Detektors erfaßt
und in ein meßbares
elektrisches Signal umgesetzt werden. Eine Lokalisierung des Ortes
der radioaktiven Emission von Photonen in einem Körper kann
nur dann erfolgen, wenn zwischen dem Körper und dem Szintillator ein
Kollimator angeordnet wird. Dieser Kollimator dient zur Abschirmung
von Photonen, welche sich nicht in einem durch die Kollimatorgeometrie
definierten Aktzeptanzbereich befinden, von dem Szintillator. Ferner
definiert der Kollimator das Gesichtsfeld des Detektorsystems.
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Gegenstand der vorliegenden Erfindung
ist weiterhin eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen bildgebenden
Verfahrens. Diese Vorrichtung enthält mindestens eine gekühlte CCD-Kamera
als ersten Detektor, mindestens einen Einzelphotonenemissions-Computertomographie (SPECT)-Detektor
als zweiten Detektor und eine Schicht, die die Photonen der biolumineszenten und/oder
fluoreszenten Marker im wesentlichen reflektiert und die Photonen
der radioaktiven Marker im wesentlichen transmittiert. Die Schicht
dient (wie oben schon erwähnt)
zur Trennung der Photonen verschiedener Energien, die in verschiedenen
Detektoren (CCD-Kamera und SPECT-Detektor) detektiert werden. Der
SPECT-Detektor umfaßt
vorzugsweise einen Kollimator, einen Szintillator und eine Vielzahl von
Photomultiplikatoren mit zugehörigen
elektronischen Elementen.
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Die Detektoren und die Schicht sind
bei der vorliegenden Erfindung vorzugsweise in einer vorgegebenen
räumlichen
Anordnung in einem gemeinsamen Gehäuse fest installiert. Da CCD's unempfindlich gegenüber dem
Energiespektrum der von den Radionukliden emittierten Photonen sind,
ist keine Abschirmung notwendig und die CCD's können
vollständig
in den insgesamt abgeschirmten Tomographen integriert werden.
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Je nach Anordnung der Detektoren
wird bei der vorliegenden Erfindung eine hochreflektierende oder
eine diffus reflektierende Schicht eingesetzt. Als hochreflektierende
Schicht wird beispielsweise Aluminium auf ein geeignetes Basismaterial
mit geringem Schwächungskoeffizient
aufgedampft. Solche Schichten sind im Stand der Technik verfügbar. Ebenso
sind diffus reflektierende dünne
Schichten im Stand der Technik erhältlich, beispielsweise in Form von
auf ein geeignetes Basismaterial aufgebrachten Mikrokörnern aus
Kunststoff. Die Schichten sollen bei der vorliegenden Erfindung
so dünn
wie möglich
sein, um eine minimale Schwächung
und Streuung der radioisotopischen Photonen zu gewährleisten,
so dass diese Effekte prinzipiell vernachlässigbar sind. Wenn überhaupt
vorhanden, können
Streuung und Absorption durch die Schicht in einer der Detektion
folgenden Bild rekonstruktion kompensiert werden. Die mininimale
Dicke wird durch die notwendigen statischen Eigenschaften, beispielsweise
die planare Steifigkeit, bestimmt
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In einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfaßt
der mindestens eine SPECT-Detektor ein (z.B. planares) Szintillations-Kristallfeld
mit einer Vielzahl von Szintillations-Kristallen und ein ortsauflösendes Photomultiplikatorfeld.
Die Szintillationskristalle sind dichte, transparente kristalline
Materialien (zum Beispiel NaI(Tl)), die als Umwandler für hochenergetische γ-Strahlen in
sichtbares Licht dienen. Das sichtbare Licht wird von dem Photomultiplikatorfeld
ortsauflösend
in Form elektrischer Signale detektiert.
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Gegenstand der vorliegenden Erfindung
ist weiterhin ein bildgebendes Verfahren zur abwechselnden Bestimmung
von in vivo Verteilungen biolumineszenter und/oder fluoreszenter
Marker und von in vivo Verteilungen radioaktiver Marker mit einem gemeinsamen
Messaufbau unter gleichen Projektionswinkeln, wobei die Verteilung
der biolumineszenten und/oder fluoreszenten Marker durch separaten Nachweis
von Photonen mit einer ersten mittleren Energie, die die biolumineszenten
und/oder fluoreszenten Marker emittieren, mittels mindestens einem ersten
Detektor bestimmt wird und abwechselnd dazu die Verteilung der radioaktiven
Marker durch separaten Nachweis von Photonen mit einer zweiten mittleren
Energie, die die radioaktiven Marker emittieren, mittels mindestens
einem zweiten Detektor bestimmt wird.
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Zur Durchführung dieses erfindungsgemäßen Verfahrens
dient vorzugsweise eine Vorrichtung, bei der die für die SPECT-Detektoren
als Kollimatoren dienenden Masken während einer Messung aus den
Gesichtsfeldern der CCD-Kameras herausfahrbar und wieder in die
Gesichtsfelder hereinfahrbar sind.
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Befinden sich die Masken dabei außerhalb der
Gesichtsfelder der CCD-Kameras, so erhöht sich signifikant die Sensitivität dieser
optischen bildgebenden Systeme. Die Detektion von radioistopischen Photonen
ist in diesem Zustand (ohne Kollimation) jedoch nicht möglich. Daher
sind die SPECT-Detektoren bei aus dem Strahlengang entfernten Masken vorzugsweise
inaktiv. Befinden sich die Masken in dem Strahlengang, so werden
bevorzugt die CCD-Kameras inaktiviert. Durch zeitlich alternierende
Einführung
der Masken in die beiden Positionen (innerhalb/außerhalb
des Gesichtsfeldes der CCD-Kameras) ergibt sich ein bevorzugter
Anwendungsmodus der erfindungsgemäßen Vorrichtung.
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Die vorliegende Erfindung wird vorzugsweise
für in
vivo Studien an kleinen Tieren (zum Beispiel Mäusen oder Ratten), zur in vivo
Beobachtung von Genexpression und zur Brust-, Prostata-, Hauttumoren-
und Schilddrüsenbildgebung
verwendet.
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Anhand der Zeichnung wird die vorliegende Erfindung
nachstehend näher
erläutert.
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Es zeigt:
- 1 eine bevorzugte Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
zur Durchführung des
erfindungsgemäßen bildgebenen
Verfahrens,
- 2 eine schematische
Darstellung der räumlichen
Anordnung der Detektoren bei einer weiteren möglichen Ausführungsform
der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
- 3 eine weitere bevorzugte
Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit zwei CCD-Kameras und zwei SPECT-Detektoren,
- 4 eine weitere Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit zwei CCD-Kameras und zwei SPECT-Detektoren und
- 5 eine Abwandlung
der in 3 gezeigten Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit verfahrbaren Masken.
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1 zeigt
eine bevorzugte Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit zwei CCD-Kameras und einem SPECT-Detektor.
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Bei dieser bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfaßt
die erfindungsgemäße Vorrichtung
zwei einander zugewandte CCD-Kameras 1, 2, einen
senkrecht zu den CCD-Kameras 1, 2 angeordneten
SPECT-Detektor 3, eine vor dem SPECT-Detektor 3 angeordnete, in
einem 90°-Winkel
gebogene Abschirmung 4 und eine auf der Abschirmung 4 befestigte,
ebenfalls in einem 90°-Winkel
gebogene Schicht 5, deren Biegekante 6 auf der Biegekante
der Abschirmung 4 liegt, wobei die Schicht 5 eine
Apertur 7 in der Abschirmung 4 überdeckt.
Die Schicht 5 reflektiert optische Photonen, beispielsweise
Photonen von biolumineszenten und/oder fluoreszenten Markern, und
transmittiert γ-Photonen, beispielsweise
Photonen von radioaktiven Markern. Die Abschirmung 4 mit
der Apertur 7 dient als Kollimator für den SPECT-Detektor 3.
Möglichst
nah vor diesem Kol limator wird das zu untersuchende Subjekt angeordnet
(hier die Maus 8), das sich vorzugsweise in einer dünnwandigen
transparenten Röhre 9 aus
Plexiglas befindet. Wenn sich in der Maus 8 radioaktive
und biolumineszente und/oder fluoreszente Marker befinden und wenn diese
Marker Photonen in Richtung der Abschirmung 4 emittieren,
so werden die Photonen in Abhängigkeit von
ihrer Energie an der Schicht 5 weitgehend reflektiert oder
von der Schicht 5 weitgehend transmittiert. Für niederenergetische,
optische Strahlung sind in 1 drei
Strahlenverläufe 10, 11, 12 eingezeichnet. Die
drei Strahlen 10, 11, 12 werden an der
Schicht 5 in einem 90°-Winkel
reflektiert, so daß sie
direkt zu den CCD-Kameras 1, 2 gelenkt
und dort detektiert werden. Die mittel- oder hochenergetischen γ-Photonen können die
Schicht 5 ohne oder nur mit geringen Wechselwirkungen passieren.
Dann werden sie entweder durch die Abschirmung (zum Beispiel aus
Blei oder Wolfram) absorbiert oder sie gelangen durch die Apertur 7 in
den SPECT-Detektor 3, wo sie detektiert werden. Der SPECT-Detektor 3 umfaßt ein Szintillationskristallfeld 13 und
ein Photomultiplikatorfeld 14, die die einfallenden γ-Photonen
in optische Photonen und anschließend in einen elektrischen
Strom transformieren. Der SPECT-Detektor 3 mit der Abschirmung 4 und
der Schicht 5 und die CCD-Kameras 1, 2 sind
fest in einem Gehäuse 15 angeordnet,
so daß sie
relativ zueinander eine bestimmte räumliche Anordnung beibehalten.
Das Gehäuse 15 mit
den fest angeordneten Elementen ist um die Röhre 9 mit der Maus 8,
vorzugsweise um 360°,
rotierbar, zur Gewinnung von Meßdaten
unter verschiedenen Winkeln. Denkbar ist hingegen auch eine Rotation
der Röhre 9 mitsamt
der Maus 8 in dem fest angeordneten Gehäuse 15.
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Der Projektionsraumwinkel in l beträgt laut
Definition 0 Grad. Die Abbildungsebenen der Detektoren sind parallel
zueinander (d. h. haben den gleichen Projektionswinkel von 0 Grad),
obwohl die Abbildungsebenen der CCD-Kameras 1, 2 um
jeweils plus/minus 90 Grad gegenüber
der Abbildungsebene des SPECT-Systems 3 rotiert sind. Identische Projektionswinkel
sind deshalb gegeben, da auch die Gesichtsfelder (Photonenprojektionstrajektorien)
beider CCD's 1, 2 eine
Rotation um 90 Grad erfahren (durch die reflektierende Schicht 5).
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2 zeigt
eine schematische Darstellung der räumlichen Anordnung der Detektoren
bei einer weiteren möglichen
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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Dabei wurde das Design aus 1 übernommen und an einer parallel
zu der CCD-Kamera-Längsachse
mittig durch das in eine Röhre 9 plazierte
Subjekt 16 verlaufenden axialen Rotationsachse gespiegelt
noch zusätzlich
aufgebaut. So können nach
der einen Richtung emittierte Photonen durch eine erste und eine
zweite CCD-Kamera 1, 2 und einen ersten SPECT-Detektor 20 und
in der entgegengesetzten Richtung emittierte Photonen durch eine dritte
und vierte CCD-Kamera 17, 18 und einen zweiten
SPECT-Detektor 19 detektiert werden.
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3 zeigt
eine weitere bevorzugte Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit zwei CCD-Kameras und zwei SPECT-Detektoren.
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Bei dieser bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfaßt
die erfindungsgemäße Vorrichtung
zwei in gleicher Richtung ausgerichtete und voneinander beabstandete
CCD-Kameras 1, 2, zwei senkrecht zu den CCD-Kameras 1, 2 angeordnete
SPECT-Detektoren 19, 20, zwei Masken 23, 24 mit
mindestens je zwei Aperturen 7 und zwei Linsen 25, 26 zwischen
den zwei SPECT-Detektoren 19, 20. Ferner enthält die Vorrichtung
zwei im wesentlichen je eine Schicht 5 umfassende Reflektoren 27, 28,
die so ausgerichtet sind, daß sie
die von den biolumineszenten und/oder fluoreszenten Markern emittierten,
durch die Aperturen in den Masken in Richtung SPECT-Detektoren durchgelassenen
und mit den Linsen fokussierten Photonen weitgehend in Richtung
der CCD-Kameras
reflektieren. Die von den in der Maus 8 enthaltenen biolumineszenten und/oder
fluoreszenten und radioaktiven Marker emittierten Photonen verschiedener
Energie müssen zunächst die
als SPECT Kollimatoren dienenden Masken 23, 24 mit
den Aperturen 7 passieren. Anschließend werden die optischen Photonen
durch die Linsen 25, 26 auf die Schicht 5 des
jeweiligen Reflektors 27, 28 fokussiert, an der
hochreflektierenden Schicht 5 in Richtung der jeweiligen
CCD-Kamera 1, 2 reflektiert und dort detektiert.
Der Strahlenverlauf zweier optischer Strahlen 29, 30 ist
in 3 eingezeichnet.
Die γ-Photonen
Wechselwirken gar nicht oder kaum mit den Linsen 25, 26 und
den Reflektoren 27, 28, so daß sie sich in dem Akzeptanz-Kegel 31 der
Aperturen 7 ungehindert in Richtung Szintillationskristallfeld 13 des
jeweiligen SPECT-Detektors 19, 20, in dem sie
detektiert werden, ausbreiten können.
Durch die Linsen 25, 26 und Schichten 5 verursachte
Streuung und Absorption (soweit vorhanden) können in einer der Akquisition
folgenden mathematischen Bildrekonstruktion kompensiert werden.
Die Linsen 25, 26 bestehen vorzugsweise aus Materialien,
die einen geringen Schwächungskoeffizienten für die radioisotopischen
Photonen aufweisen, beispielsweise Plexiglas.
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Die gesamte in dem Gehäuse 15 zusammengefaßte starre
Anordnung (CCD-Kameras 1, 2, Reflektoren 27, 28,
Linsen 25, 26, Masken 23, 24 und SPECT-Detektoren 19, 20)
ist, vorzugsweise um 360°,
um die Röhre 9 rotierbar,
um eine Serie von Meßdaten
in gleichen Winkelabständen
rund um das zu untersuchende Subjekt erhalten zu können.
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Zur Untersuchung der Maus 8 genügt grundsätzlich auch
nur die halbe in 3 dargestellte
Vorrichtung, also eine CCD-Kamera 1, eine Maske 23, ein
SPECT-Detektor 19, eine Linse 25 und ein Reflektor 27 mit
einer Schicht 5. Die in 3 gezeigte doppelte
Anordnung hat jedoch den Vorteil, daß bei tomographischer Anwendung
des Designs die Sensitivität
des Kamerasystems bei gleicher Akquisitionszeit doppelt so hoch
ist.
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Optional umfaßt die in 3 dargestellte erfindungsgemäße Vorrichtung
einen Positionssensor 35 zur Bestimmung der aktuellen Position
der Maus, die sich während
einer Messung gegebenenfalls in der Röhre 9 bewegt. Dabei
handelt es sich um ein optisches (Standard-) Positioniersystem,
welches kontinuierlich die Position von extern an die Maus angebrachten
Markern aufzeichnet. Dieses zusätzliche Positioniersystem
ist nur dann notwendig, wenn eine Bewegung der Maus in der Röhre 9 zugelassen
wird, da dann eine exakte Ableitung (und Kompensation) der Bewegung
des Tieres aus den in vivo akquirierten Verteilungen nicht möglich ist.
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4 zeigt
eine weitere Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
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Bei dieser bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung umfaßt
die erfindungsgemäße Vorrichtung
zwei parallel und entgegengesetzt zueinander ausgerichtete CCD-Kameras 1, 2 zwischen zwei
einander zugewandten SPECT-Detektoren 19, 20 und
zwei Masken 23, 24 mit je mindestens zwei Aperturen 7,
wobei sich je eine Schicht 5 vor den SPECT-Detektoren 19, 20 befindet,
die die von den biolumineszenten und/oder fluoreszenten Markern emittierten
Photonen weitgehend reflektiert und die von den radioaktiven Markern
emittierten Photonen weitgehend transmittiert. Das Gehäuse 15 ist
dabei in zwei symmetrisch aufgebaute Kammern 32, 33 unterteilt,
in deren Mitte sich das zu untersuchende Subjekt (Maus 8)
in einer Röhre 9 befindet,
um das die gesamte in dem Gehäuse 15 zusammengefaßte Anordnung
drehbar gelagert ist, vorzugsweise um 360°. Auf gegenüberliegenden Seiten der Maus 8 befinden
sich die Masken 23, 24, durch deren Aperturen 7 ein
Teil der von den fluoreszenten, lumineszenten und radioaktiven Markern
emittierten Photonen in den Akzeptanz-Kegel 31 der SPECT-Detektoren
gelangt. Die Photonen der radioaktiven Marker gehen weitgehend ohne
Wechselwirkung durch die Schicht 5 und werden anschließend durch
den SPECT-Detektor 19, 20 detektier. Die Photonen
geringerer Energie von den fluoreszenten oder biolumineszenten Markern
werden an der Schicht 5 weitgehend reflektiert. Vorzugsweise
reflektiert die Schicht 5 die von den biolumineszenten
und/oder fluoreszenten Markern emittierten Photonen diffus, so daß ein Teil
der reflektierten Strahlung in Richtung der CCD-Kameras 1, 2 reflektiert
und dort detektier wird. Das Gesichtsfeld 34 der CCD-Kameras
ist in 4 dargestellt.
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Zur Untersuchung der Maus 8 genügt grundsätzlich auch
nur die halbe in 4 dargestellte
Vorrichtung, also eine CCD-Kamera 1, eine Maske 23 und
ein SPECT-Detektor 20 mit einer diffus reflektierenden
Schicht 5. Die in 4 gezeigte
doppelte Anordnung hat jedoch den Vorteil eines insgesamt höheren Meßsignals,
da die in beiden Richtungen emittierten Photonen detektiert werden
und folglich eine höhere
Auflösung
der daraus berechneten Bilder.
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5 zeigt
eine Abwandlung der in 3 gezeigten
Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung
mit verfahrbaren Masken.
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Prinzipiell entspricht der Aubau
dieser Ausführungsform
einer erfindungsgemäßen Vorrichtung dem
in 3 gezeigten. Zusätzlich sind
bei dieser Abwandlung die erste und zweite Maske 23, 24 so befestigt,
dass sie während
der Akquisition aus den Gesichtsfeldern der CCD-Kameras 1, 2 (von
Position A nach Position B) herausgeführt und wieder in die Anfangsposition
(A) zurückgesetzt
werden können. Befinden
sich die Masken 23, 24 außerhalb der Gesichtsfelder
der CCD-Kameras 1, 2 (Position B), so erhöht sich
signifikant die Sensitivität
dieser optischen bildgebenden Systeme. Die Detektion von radioistopischen
Photonen ist in diesem Zustand (ohne Kollimation) jedoch nicht möglich. Daher
sind die SPECT-Detektoren 19, 20 bei aus dem Strahlengang entfernten
Masken 23, 24 inaktiv. Linsen werden in dieser
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung nicht benötigt. Die CCD-Kameras 1, 2 verfügen über eine
Optik zur Fokussierung der von den bioluminiszenten und/oder fluoreszenten
Markern emittierten Strahlen. Sind die Masken 23, 24 in
der in 5 gezeigten Ausführungsform
der erfindungsgemäßen Vorrichtung
in Position A, so werden bevorzugt die CCD-Kameras 1, 2 inaktiviert.
Durch zeitlich alternierende Einführung der Masken 23, 24 in
die Positionen A und B ergibt sich ein weiterer bevorzugter Anwendungsmodus
des Designs aus 3.
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Bei allen beschriebenen Ausführungsformen der
vorliegenden Erfindung ist bzw. sind die Aperturen 7 angesenkte
längliche Öffnungen.
Diese angesenkten Öffnungen
sehen z.B. wie in der Ausschnittsvergrößerung A in 4 aus. Die Aperturen verengen sich dabei
von außen
her 36 bis auf einen bestimmten Durchmesser 37, den sie
anschließend
bis zur Mitte beibehalten. Dadurch wird die Penetration von isotopischen
Photonen im Bereich konisch sich verjüngender Aperturränder verringert.
-
- 1
- erste
CCD-Kamera
- 2
- zweite
CCD-Kamera
- 3
- SPECT-Detektor
- 4
- Abschirmung
- 5
- Schicht
- 6
- Biegekante
der Schicht
- 7
- Apertur
- 8
- Maus
- 9
- Röhre
- 10
- erster
Strahlenverlauf
- 11
- zweiter
Strahlenverlauf
- 12
- dritter
Strahlenverlauf
- 13
- Szintillationskristallfeld
- 14
- Photomultiplikatorfeld
- 15
- Gehäuse
- 16
- Subjekt
- 17
- dritte
CCD-Kamera
- 18
- vierte
CCD-Kamera
- 19
- zweiter
SPECT-Detektor
- 20
- erster
SPECT-Detektor
- 23
- erste
Maske
- 24
- zweite
Maske
- 25
- erste
Linse
- 26
- zweite
Linse
- 27
- erster
Reflektor
- 28
- zweiter
Reflektor
- 29
- erster
optischer Strahl
- 30
- zweiter
optischer Strahl
- 31
- Akzeptanz-Kegel
der SPECT-Detektoren
- 32
- erste
Kammer
- 33
- zweite
Kammer
- 34
- Gesichtsfeld
der CCD-Kameras
- 35
- Positionssensor
- 36
- Verengung
der Apertur
- 37
- konstanter
Durchmesser in der Mitte der Öffnung