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Die Erfindung betrifft ein Flachszintillationskamera
mit hoher räumlicher
Auflösung,
die in modularer Weise zusammengesetzt werden kann, da sie aus Bauteilen
gebildet ist, welche einander angepasst werden können, um Gammakameras von veränderbaren
Grössen
und Formen zu herzustellen, ausgehend von einem Minimum von 2 einzelnen Bauteilen
bis zu einer unbegrenzten Zahl, und zwar auf solche Weise, dass
die erste Flachszintillationskamera gebildet wird, ungleich flacher
als eine, die mit Halbleitersensoren arbeitet.
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Ihre Anwendung erfolgt in allen Bereichen der
onkologischen Diagnose allgemein und in einigen Fällen der
radioimmungelenkten Chirurgie.
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Es ist bekannt, dass eine der am
meisten verwendeten Vorrichtungen zur Lokalisierung von Tumoren
die Gammakamera ist, welche Kontrastmittel verwendet, die sich dort
konzentrieren, wo aufnahmefähige
Strukturen vorhanden sind, die sich als Tumorbildungen verhalten.
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In der onkologischen Diagnose ist
die Verwendung der Anger-Kamera weit verbreitet, obwohl sie keine zufriedenstellenden
Werte der räumlichen Auflösung in
der Auswertung von Tumoren und der Vorsorge erreicht.
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Das Prinzip der Anger-Kamera besteht
in der Verwendung einer Anzahl von Photovervielfacher-Röhren (PMTs
in einer Zahl von normalerweise über
30), verbunden durch ein Glasfenster mit einem einzigen Nal-Flachkristall.
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Die Gammastrahlung, die mit dem szintillierenden
Kristall zusammenwirkt, erzeugt eine Lichtverteilung, deren Schwerpunkt
mit dem Zusammenwirkungspunkt des Strahlungsquanten übereinstimmt.
Indem die PMTs aus den verschiedenen Positionen die Portion der
durch das Ereignis erzeugten Lichtmenge ablesen, wandeln sie diese
in ein elektrisches Signal um. Ein geeigneter Durchschnitt, errechnet
durch eine kapazitive Widerstandskette, erlaubt es, zwei Signale
für die
Position x und y zu erhalten.
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Die wichtigsten Einschränkungen
der Anger-Kamera bestehen in einer räumlichen Auflösung von
wenigstens 3 mm, bei Abmessungen von Photo-Röhren mit einem Durchmesser
von etwa 60 mm und einem zwischen den PMTs vorhandenen Totbereich
von 5–7
mm, in dem nicht gleichmässigen
Ansprechen der Photokathoden, der Lichtverteilung, welche in diesem
Falle weitläufiger
sein muss als der Durchmesser der PMTs. Hat man als technische Grenze
für die
Szintillationsleistung jene von NaI(TI) festgelegt, so kann unter
diesen Voraussetzungen der Grenzwert der räumlichen Auflösung nicht
besser sein als 3 mm.
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Ein anderer kritischer Punkt ist
der umlaufende Totbereich. Durch die weitreichende Verteilung von
Licht, unterliegt ein Ereignis dicht am Rande der Kamera starken
Verformungen in der Position, wenn dies bei einem Abstand von weniger
als 5 cm erfolgt; dies führt
zu einer beachtlichen Einschränkung
in der Verwendung dieser Kamera für begrenzte Felder und zum
Abtasten von kleinen Organen sowie bei besonderen Anwendungen der
anatomischen Anpassung.
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Durch die Pb-Abschirmung, notwendig
bei der Abtastung mit Gammastrahlen, die an die Verwendung von passiven
Pb- oder W-Kollimatoren gebunden ist, führt die Stärke der Kamera zu schweren Gewichten
(zig Kg), welche ihre mechanische Positionierung durch die Verwendung
von speziellen Halte- und Bewegungssystemen begrenzen.
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Ausserdem begrenzt die weitreichende Lichtverteilung
mit kreisförmiger
Symmetrie die den kreisförmigen
vorgezogenen Formen.
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Der aktive Bereich der heutigen Gammakameras
hat im Laufe der Zeit und aufgrund der technologischen Möglichkeit,
immer grössere
szintillierende Kristalle herzustellen, stetig zugenommen.
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Um die räumliche Auflösung der
Gammakamera zu verbessern, die auf dem Angerprinzip basiert, ist
es notwendig, die Lichtverteilung FWHM (Full Weight to Half Medium)
zu reduzieren. Im Zusammenhang damit ergibt sich eine Reduzierung
der Bemusterungsgrösse
des Lichts (Durchmesser des PMT-Photovervielfachers). Dies führt zu einer
quadratischen Erhöhung
der Photo-Röhren
(5 mm Bemusterung ergibt eine hundertfache Erhöhung der Zahl der PMTs). Aufgrund
der technologischen Schwierigkeiten betreffend die Herstellung von
Photo-Röhren
verringert sich leider das Verhältnis
aktiver Bereich/Totbereich mit dem Durchmesser der PMTs, was zu
einem Verlust von grossen Lichtfraktionen und starken Ungewissheiten
der Position zwischen den einzelnen PMTs führt. Ausserdem sind die Prozeduren
zur gewinnenden Ausrichtung von Hunderten von PMTs zusätzlich zu
den Eigenkosten von Hunderten von PMTs besonders umständlich und teuer.
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Das in den letzten Jahren entstandene
Interesse an der Entwicklung von Gammakameras mit hoher räumlicher
Auflösung
führt unvermeidbar
zu Hoffnungen auf eine Frühdiagnose
von Tumoren mit Hilfe von immer präziseren und komplizierteren
Technologien. Bereits die Entwicklung von Geräten für bestimmte Pathologien (so
wie SPEM = Single Photon Emission Mammography, und PEM = Positron
Emission Mammography, die der Bewertung von Brustkrebs gewidmet
sind) bewegt sich das Problem in Richtung der Herstellung von Geräten für spezielle klinische
Anwendungen. Eine der Notwendigkeiten der neuen onkologischen Diagnostik
bleibt auf jeden Fall mit der Möglichkeit
verbunden, vielseitige Anlagen zur Verfügung zu haben, die eine hohe
räumliche Auflösung erreichen
und von gemässigten
Kosten sind. Bereits die PET (Positron Emission Tomography) ist
in irgendeiner Weise vollkommen neu für Geräte, die spezifischen neurologischen
Pathologien gewidmet sind.
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Eine wirtschaftliche Gammakamera
von kleinen Abmessungen ist bekannt aus „The Conference Record of
the Nuclear Science Symposium" (Anaheim,
USA, 2–9,
1996, Seiten 1196–1200),
welche ein Dokument von Majewski S. et al. Mit dem Titel „Development
of a Gamma Radiation Imaging Detector based on a GSO Crystal Scintillator
and a Position Sensitive PMT" veröffentlicht.
Solch ein Dokument offenbart einen Gamma-Bilddetektor, zu verwenden auf
dem Gebiet von kleinen Tieren und spezifischen medizinischen Abtastanwendungen.
Der Gamma-Bilddetektor enthält
wahlweise eine einzige lageempfindliche PMT Hamamatsu® R3292 von
5'' Durchmesser oder
eine einzige lageempfindliche PMT Hamamatsu® R3941 von 3'' Quadrat;
beide haben eine Maschenstruktur mit Näherung der fokussierten Parallelelektrode
und Anoden mit gekreuzten Drähten
in x- und y-Koordinaten. Die beiden Typen von Photovervielfachern
wurden an eine GSO-Szintillations-Kristallplatte angeschlossen, zu Verfügung gestellt
von Hitachi®.
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Es ist ebenfalls aus der Veröffentlichung „Nuclear
instruments & Methods
in Physics Research",
A 336 (1993) 15. November (Seiten 330–335) ein lageempfindlicher
Breitbanddetektor Phoswich für
Gammastrahlen in der Astronomie bekannt. Solch ein Detektor ist
in ein Teleskop eingebaut und ist dazu bestimmt, ein weites Energieband
abzudecken. Ein einzelnes Detektorbauteil enthält eine Gruppe von 80 Szintillationsstäben, gesehen
durch eine einzige, lageempfingliche Photovervielfacher-Röhre von
5'' Durchmesser. Die
Abtastebene für
das vorgesehene Teleskop ist hergestellt unter Verwendung einer
5 × 5-Anordnung
solcher Bauteile.
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Schliesslich ist eine kleine PSPMT-Gammakamera
bekannt aus einem Dokument von Levin C. S. et al. mit dem Titel: „PSPMT
and PIN Diode Designs of a Small Scintillation Camera for Imaging
Malignant Breast Tumor" (The
Conference Record of the Nuclear Science Symposium, Anaheim, USA,
2–9, 1996,
Seiten 1191–1195).
Solch eine Kamera enthält einen
6 cm × 6
cm × 6
cm dicken NaI(TI) Kristall, angeschlossen an eine einzige lageempfindliche
Photovervielfacher-Röhre
(PSPMT) Hamahatsu® R3941.
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Die R3941 hat einen aktiven Bereich
einer bialkalischen Photokathode von 77 mm × 77 mm, eine 16-stufige feine
Parallelelektroden-Maschenstruktur und eine Anode 16 × 18 mit
gekreuzten Drähten
und mit 3.7 mm Teilung.
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Die vorliegende Erfindung bildet
einen modularen Typ eines Instrumentes, in der Lage, den verschiedenen
Arten von onkologischen Untersuchungen angepasst zu werden, und
zum ersten Mal im Stand der Technik in der Lage, seine konstruktive Form
der Anatomie des menschlichen Körpers
anzupassen. Dieser Typ von Gammakamera revolutioniert tatsächlich das
Konzept der klassischen Gammakamera, wie die Anger-Kamera, wobei
ausserdem eine Technologie hinzugefügt wird, mit der ausgesprochen
hohe Niveaus der räumlichen
Auflösung
erreicht werden (um 1–2
mm) können.
Die Modularität der
Vorrichtung entsteht aus der Verwendung von einzelnen, lageempfindlichen
Photovervielfacher-Röhren
(PSPMT), welche sich als einzelne Bauteile verhalten, um ohne Einschränkungen
zusammengefügt
zu werden, ausgehend von einem Minimum von zwei einzelnen Bauteilen
bis zu einer veränderbaren
Zahl, um somit Gesamtabtastbereiche jeder Dimension zu erhalten.
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Die Abmessungen eines jeden individuellen Bauteils
betragen etwa 22 mm × 22
mm oder weniger des aktiven Bereiches und eine Gesamtabmessung von
etwa 30 mm × 30
mm oder weniger. Die Länge der
einzelnen Photo-Röhren
liegt ungefähr
bei 30 mm, so dass die Dicke des gesamten Bauteils als ziemlich
flach im Verhältnis
zu einer Gammakamera bezeichnet werden kann, welche dagegen einen
beachtlichen Umfang hat. Das kritische technologische Problem ist
das, was die sogenannten „Totbereiche" betrifft, das heisst
die Randbereiche zwischen zwei Photo-Röhren. Nach dem Lösen dieses
Problems können
unter Anwendung verschiedener technologischer Lösungen einzelne Bauteile verwendet
werden, um unterschiedliche Auslegungen zu erhalten, die den verschiedenen
Anforderungen angepasst werden können.
Die Erfindung bildet daher die erste Szintillationskamera vom flachen
Typ, die auch nach differenzierten Grössen und zu gemässigten
Kosten benutzt werden kann. In ihrer einfachsten Anwendungsvariante
ist es möglich,
gerade mal zwei Bauteile (um 3 cm × 6 cm Fläche) zur Anwendung bei chirurgischen
Eingriffen oder bei äusseren
onkologische Diagnosen zum Abtasten von kleinen Bereichen zu benutzen.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist folglich auch die Herstellung
eines Gammastrahlen gegenüber
empfindlichen aktuellen Erfassungssystems von veränderbaren
Abmessungen, das auch für äussere Diagnosen
von Tumoren kleiner Abmessungen verwendbar ist (zum Beispiel Hautmelanome,
Schilddrüsenuntersuchungen
usw.). Um zum Beispiel einen Tumor chirurgisch zu entfernen, muss der
Chirurg diesen lokalisieren und benutzt zu diesem Zweck normalerweise
die Ergebnisse, die mit den zur Identifizierung des Tumors selbst
angewandten Diagnosesystemen erhalten wurden (Röntgenaufnahme, CAT-Abtastung,
NMR, Szintigraphie).
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Solch eine Technik kann ersetzt werden durch
die Verwendung einer Standard-Gammakamera,
welche, obwohl ihre Abmessungen eher reduziert sind, während eines
chirurgischen Eingriffs trotzdem noch einen beachtlichen Umfang
darstellt. Diese Information hat einen erheblichen Vorteil, der
mit der Sichtbarmachung in Realzeit einer jeden Bildung von Neoplasmen
zusammenhängt
und mit der Bestätigung
von deren vollständiger
Elimination nach dem chirurgischen Eingriff zwecks Entfernung.
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Somit ist die Verwirklichung eines
Gammastrahlen gegenüber
empfindlichen aktuellen Erfassungssystems wünschenswert, und zwar mit veränderbaren
Abmessungen, je nach Anforderungen der Diagnostik, und das auch
für äussere Diagnosen
von Tumoren kleiner Abmessungen verwendbar ist (zum Beispiel Hautmelanome,
Schilddrüsenuntersuchungen
usw.), da die reduzierte Grösse
beispielsweise eine vollkommen leichte Handhabung der Vorrichtung
erlauben kann, mit ausgesprochen geringem Gewicht und der Möglichkeit,
interessierende, schwer zu erreichende Bereiche sichtbar zu machen (zwischen
den Organen). Kleine Detektoren, in der Lage, Ansammlungen von Radioaktivität mit einer räumlichen
Auflösung
von etwa 1 mm zu erfassen, sind folglich in diesem Falle anwendbar.
Bei der radioisotopischen Kennzeichnung von Melanomen, und allgemein
von Hauttumoren, ist die Anwendung von Detektoren mit solch hoher
räumlicher
Auflösung
besonders nützlich:
die verdächtige
Veränderung
ist leicht bei einer körperlichen
Untersuchung identifizierbar, so dass der Detektor an der Stelle
der verdächtigen
Veränderung
positioniert werden und eine Aufnahmeübersicht liefern kann, und
zwar mit einer Antwort, die grob als JA/NEIN vorausgesagt werden kann.
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Dieselben Richtlinien werden auch
bei Lymphknoten im Leisten- oder Achselhöhlenbereich angewandt.
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Das unterscheidende Merkmal der vorliegenden
Erfindung besteht in der Möglichkeit,
Formen und Grössen
je nach den verschiedenen diagnostischen Anforderungen anzupassen,
unter Verwendung von flachen Gammakameras von kleiner Grösse, geeignet
ausgelegt und mit offensichtlichen wirtschaftlichen Einsparungen,
ohne notwendigerweise auf die herkömmlichen und/oder grossen Gammakameras
zurückgreifen
zu müssen.
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Die Basisforschung an Detektoren
zielt darauf hin, dem Facharzt in Nuklearmedizin Vorrichtungen mit
stets verbesserter räumlicher
Auflösung
zur Verfügung
zu stellen, so dass Konzentrationen von Radioaktivität in kleinen
Bereichen erfasst werden können.
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Die hier vorgesehene modulare Vorrichtung enthält lageempfindliche
Photovervielfacher-Röhren (PSPMT),
angeschlossen an szintillierende Kristalle, einen Kollimator der
gleichen Form und Grösse
wie die Kristalle und eine Elektronik, geeignet zur Verarbeitung
durch eine Verarbeitungs-Software der von den Photo-Röhren kommenden
Signale zur Sichtbarmachung der betreffenden Bereiche in Realzeit. Szintillierende
Kristalle, ob matrizenförmig
oder eben, können
aus NaI(TI), CsI(TI, CsI(Na), YAP: Ce, BGO, GSO oder anderen szintillierenden
Kristallen sein.
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Die Verbindung der Kristalle mit
den Photo-Röhren,
durch geeignete Dicken von Glas (Quarz oder Materialien mit ähnlichen
optischen Eigenschaften) erlaubt es, die Ungewissheit der Totbereiche
zu lösen,
wobei Informationen zur Wiedergewinnung jener Ereignisse geliefert
werden, die in dem Kontaktbereich zwischen zwei aneinandergrenzenden
Photo-Röhren
enden. Die Form des Detektors ist geeignet für jede zukünftige Weiterentwicklung, nicht
zuletzt die Nutzung von anatomischen Formen für Anwendungen bei SPEM oder
PEM, und zwar zusätzlich
zu der Möglichkeit,
kleine Gammakameras zu gemässigten
Kosten herzustellen, die leicht zu transportieren sind und ein geringes
Gewicht haben. Insbesondere zum Zwecke der Mammoszintographie ist die
Vorrichtung in der Lage, Formate ähnlich dem Radiogramm zu bilden
(zum Beispiel 15 cm × 24
cm), wobei leicht die Fusion von zwei Diagnoseaufnahmen erfolgen
kann. Ausserdem erlaubt der begrenzte Totbereich der vorliegenden
Vorrichtung, durch Cranio-Caudal-Projektion Tumore in der Nähe des Thorax
zu identifizieren, mit oder ohne Kompression der Brust. Ebenfalls
zur Cranio-Caudal- Projektion der
Brust kann schliesslich die Kamera auf solche Weise ausgelegt werden,
dass sie dem Profil des Brustansatzes am Brustkorb folgt bis hin
zum Ansatz an der Achselhöhle.
Dies erlaubt eine bessere Lokalisierung jedes Erfassens von Lymphknoten
in der Achselhöhle
und von Tumoren dicht am Brustkorb.
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Um diesen Zweck zu erreichen, hat
die Erfindung eine flache Gammakamera mit sehr hoher räumlicher
Auflösung
zum Gegenstand, geeignet, als äussere
Diagnosevorrichtung benutzt zu werden, und mit der Möglichkeit,
Gewebebereiche zu erfassen, die von Tumoren von kleinem Umfang befallen sind.
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Zweck der vorliegenden Erfindung
ist, die oben beschriebenen Probleme zu lösen.
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Der Zweck wird erreicht durch die
vorliegende Erfindung, welche lageempfindliche PMTs verwendet, die
eine Lichtbemusterung mit einer Teilung erlauben, die der Kollektoranode
der Kamera entspricht (um 5 mm), und den gesamten Abtastbereich der
PSPMT gross halten, wobei sie das Verhältnis Totbereich/aktiver Bereich
minimieren. In Übereinstimmung
mit dem Zweck beruht die Erfindung auf der Verwendung von PSPMTs
mit Anoden mit gekreuzten Drähten,
die zu einem einzigen Erfassungssystem zusammengeschlossen werden
können,
und wobei der gesamte Totbereich von zwei PSPMTs geringer als 6
mm ist.
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Es ist wesentlich, das Verhältnis Totbereich/Aktivbereich
so niedrig wie möglich
zu halten (auf jeden Fall geringer als 1) und gleichzeitig eine Ladebemusterung
(Teilung zwischen den Anodenmitten) von weniger als 1 cm zu haben,
um zu einer hohen räumlichen
Auflösung
zu gelangen. Für
diese Anforderung erweist sich die Verwendung von PSPMTs als optimal.
In diesem Falle muss der Abstand zwischen den Totbereichen zwischen
zwei Seite an Seite angeordneten Aktivbereichen der PSPMTs geringer
als oder gleich wie die Musterteilung sein. Ein weiterer wesentlicher
Punkt der vorliegenden Erfindung ist das Erreichen einer sehr hohen räumlichen
Auflösung
(sich einem Millimeter nähernd)
durch eine engmaschige Verteilung des Szintillationslichtes, das
anschliessend zu einer Ladung auf die Anode mit gekreuzten Drähten umgewandelt wird,
da dies zu einer Reduzierung der Musterteilung des Lichtes führt.
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Die Gammakamera mit Mehrfach-PSPMTs kann
in der Stärke
ebene Kristalle haben oder Matrizen aus szintillierenden Kristallen
mit einem geeignet optimierten Lichtkegel, je nach der Stärke des
zwischen der Photo-Röhre
und dem szintillierenden Kristall vorhandenen Glasfensters, oder
als Alternative eine Verbindung von szintillierenden Kristallen und
Photovervielfachern PSPMT mit Lichtführungen. Die angewandte Lichtverteilung
sollte nicht über
20 mm FWHM hinausgehen. Solch ein Wert kann erhalten werden, indem
die Stärke
des szintillierenden Kristalls mit der Stärke des mit der Photo-Röhre zu verbindenden
Glases oder Quarzes kombiniert wird. Alternativ ist es durch das
gleiche Prinzip möglich, Matrizen
von szintillierenden Kristallen jeder Grösse zu verwenden, auf jeden
Fall aber mit einem Bereich der einzelnen Elemente von weniger als
3 × 3
mm2, von einer je nach der vorgesehenen
Anwendung veränderbaren
Stärke,
auf jeden Fall aber nicht mehr als 50 mm. Auch in diesem Falle sind
die szintillierenden Kristalle mit geeigneten Glas- oder Quarzstärken kombiniert,
um eine Lichtverteilung FWHM von nicht über 20 mm zu erreichen.
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Der Grund, weshalb die Gammakamera nach
der Erfindung als flach bezeichnet werden kann, besteht in der Verwendung
von PSPMTs von kleinen Flächen,
welche die Möglichkeit
bieten, eine geringe Höhe
zu haben, auf jeden Fall geringer als 50 mm.
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Im Falle der Verwendung von ebenen
Kristallen, hängen
die Begrenzungen nur mit denen der technologischen Art betreffend
die Nutzung grosser Bereiche und Stärke zusammen, um die oben erwähnten Eigenschaften
zu erhalten. Die Benutzung von Kristallmatrizen setzt dagegen der
Weiterentwicklung von Gammakameras für grosse Bereiche keine Grenzen.
Wenn eine Serie von PSPMTs zusammengesetzt wird, bleibt andererseits
noch das Problem des Auffangens der Ladung und des Bestimmens der
Position des Ereignisses, das die Lichtverteilung an den Photovervielfacher-Röhren bewirkt hat.
Jede PSPMT hat eine Reihe von Kollektordrähten, um die Position X und
Y zu bestimmen. Das Problem ist, alle Kollektordrähte aller
Photovervielfacher-Röhren
miteinander zu verbinden, sei es für die Position X wie auch für die Position
Y, so dass das Zusammensetzen der einzelnen Photovervielfacher-Röhren diese
als eine einzige; unbegrenzte Anoden-Kollektorfläche erscheinen lässt. Zu
diesem Zweck werden die einzelnen Kollektordrähte einer jeden Photovervielfacher-Röhre mit
denen der nächsten
verbunden und so weiter, bis man ein einziges Kollektorsystem hat,
angeschlossen an eine Elektronik, die in der Lage ist, die mit der
Position der X- und Y-Koordinaten
zusammenhängenden
Signale zu liefern. Wenn man zum Beispiel wünscht, vier PSPMTs zusammenzuschliessen,
kann man an eine Matrize mit zwei Reihen und zwei Säulen denken,
in welcher jedes Element eine einzelne PSPMT ist. Eine Photovervielfacher-Röhre hat
vier Drähte
zum Bestimmen der Position X und vier Drähte für die Position Y. Die Drähte der
Position X der ersten PSPMT sind mit den gleichen der angrenzenden
Photo-Röhre
entlang derselben Richtung (Reihe) verbunden und so weiter. Die
Drähte
der Position Y (Säulen
der Matrize) sind auf eine vollkommen gleiche Weise miteinander
verbunden. Der Ladeschwerpunkt bestimmt die Position des Strahlungsquanten,
das auf den szintillierenden Kristall trifft.
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Um diesen Zweck zu erreichen, hat
die vorliegende Erfindung eine flache Gammakamera mit sehr hoher
räumlicher
Auflösung
zum Gegenstand, verwendbar bei verschiedenen Diagnosearten, zur Anwendung
in kleinen Bereichen während
chirurgischer Eingriffe oder bei kleinen Organen, oder auch als äussere Diagnosevorrichtung
mit der Möglichkeit, Gewebebereiche
wie eine Anger-Kamera zu erfassen.
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Der Vorteil in der Lage zu sein,
auf unbegrenzte Weise die Abmessungen der Kamera festzulegen, und
der zusätzliche
Vorteil, dass diese flach ist (Stärke von wenigen Zentimetern),
macht somit einen technologischen Fortschritt möglich.
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Weitere Eigenschaften und Vorteile
gehen deutlicher aus der nachstehenden Beschreibung hervor, und
zwar unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen, die rein
ein nicht begrenzendes Beispiel zeigen, und von denen
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1 eine
vergrösserte
Ansicht der Vorrichtung ist, in welcher die diese bildenden Teile
bezeichnet sind;
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2 zeigt
einen Teil des Erfassungssystems, gebildet durch vier miteinander
verbundene PSPMTs;
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3 zeigt
eine Matrize aus szintillierenden Kristallen;
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4 zeigt
ein Verbindungsschema eines Bauteils aus vier PSPMTs und die entsprechenden Grössen des
aktiven Bereiches und des Totbereiches;
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5 zeigt
ein Diagramm der Ladeverteilung in der Nähe des Totbereiches zwischen
zwei PSPMTs;
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6 zeigt
ein Beispiel der Verbindung zwischen vier PSPMTs und einem ebenen
Kristall;
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6a zeigt
ein Detail der Grösse
des Detektorkopfes, enthaltend die vier PSPMTs, und die entsprechende
Stärke;
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7 zeigt
das Verbindungsschema zwischen den Anodendrähten miteinander, die in den einzelnen
PSPMTs vorhanden sind, und den entsprechenden Anschluss der jeweiligen
Vorverstärker;
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7a zeigt
das Blockdiagramm der für den
Betrieb erforderlichen Elektronik;
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8a und 8b zeigen das Funktionsschema
der Betriebsverstärker;
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9 zeigt
ein Detail des Blockdiagramms der Funktion der Elektronik zum Umwandeln
der von den Verstärkern
kommenden Impulse;
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10 zeigt
ein Blockdiagramm der Elektronik und der Ausgangssignale zu einem
Personal Computer hin.
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Unter Bezugnahme auf die Abbildungen
wird eine neue Gammakamera gezeigt, enthaltend:
- – einen
Kollimator 1, hergestellt aus Blei oder Hoch-Z-Metall (wie W, Au
usw.), in der Lage, nur Gammastrahlen durchzulassen, und zwar je
nach dem Raumwinkel, der seine Bohrungen durchläuft, und wo der Kollimator
ein Grösse
hat, die dem Bereich der Gammakamera entspricht;
- – einen
Gammastrahlen gegenüber
empfindlichen szintillierenden Kristall 2, hergestellt
aus CsI(TI) mit einer quadratischen Matrize (mit einzelnem Element
von etwa 2 mm × 2
mm und 3 mm Stärke
von mit Thallium versetztem Caesium-Iodid), mit einer Energie von
einigen keV bis zu 1 MeV, und von einer Gesamtgrösse entsprechend einem Quadrat
mit einer Fläche
von 60 mm × 60 mm;
- – eine
Verkleidung 3, bestehend aus einem Überzug aus trägem Material
mit Seitenabmessung von 65 mm und einer Länge von 50 bis 80 mm oder mehr;
- – eine
Serie von vier PSPMT-Photovervielfachern 4, in der Lage,
die von dem szintillierenden Kristall erzeugten und zu einem elektrischen
Signal verstärkten
optischen Signale aufzufangen.
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Die verwendeten handelsüblichen,
lageempfindlichen Photovervielfacher-Röhren oder Photovervielfacher-Röhren sind
von einem kompakten Typ, enthaltend in einen Behälter eingekapselte dünne Parallelelektroden
mit Metallkanälen,
die eine Gesamthöhe
von etwa 30 mm haben und in der Lage sind, mit einem Multi-Anoden-System
zum Auffangen der Ladung lageempfindlich zu sein. Anschliessend werden
die acht aus den einzelnen Photovervielfacher-Röhren austretenden Signale (vier
für Position X
und vier für Position
Y) verbunden und weitergeführt
mit den entsprechenden Elementen des angrenzenden Photovervielfachers,
wobei ein einziger Aufnahmebereich gebildet wird. Wie in 7 gezeigt ist, wird auf
diese Weise ein Gesamtaufnahmebereich erhalten, gebildet aus acht
Drähten
entlang der Richtung X und acht Drähten entlang der Richtung Y;
die aus dem Anschluss der PSPMTs austretenden Signale werden an
acht Vorverstärker 5 für die Position
X und an acht Vorverstärker
für die
Position Y gesandt.
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Unter Bezugnahme auf die 7a wird eine vereinfachte
Elektronik beschrieben, welche dazu benutzt wird, um die Summe der
aus den Vorverstärkern
austretenden Impulse und die anschliessende digitale Umwandlung
der Signale zu erhalten. Die Elektronik enthält einen Block von Betriebsverstärkern 8 und
vier Umwandlern 9, 10, 11 und 12,
sowie einen Block 13 zum Übertragen von Daten an einen Personal
Computer 7.
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Die 8a und 8b zeigen ein System von acht
Vorverstärkern 5 für acht Anoden
mit Drähten zum
Bestimmen der Position an der Achse X und auch der Position Y. Das
Elektroniksystem zum Ablesen der aufgenommenen Ladung an den Anoden
ist mit Hilfe von acht unabhängigen
Vorverstärkern 5 ausgeführt.
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Anschliessend werden die Impulse
an einen Block von Betriebsverstärkern 8 gesandt,
welche an den Eingangssignalen Hardware-Funktionen ausführen. Unter
Bezugnahme auf die 9 wird
der Verarbeitungsmechanismus solcher Signale gezeigt: aus dem Betriebsblock 8 treten
vier Signale aus, welche anschliessend in vier analog-digitale Wandler eintreten,
von welchen der Wandler 9 den Wert der entlang der Position
X aufgefangenen Ladung darstellt, der Wandler 10 den Schwerpunkt
für die
X-Koordinate und der Wandler 11 den Wert der aufgefangenen
Ladung entlang der Position Y. Solch eine Hardware-Kalkulation des
Schwerpunktes für
die Ladeverteilung erlaubt es, die einzugebenden und an den Computer
zu übertragenden
Daten auf ein Minimum zu beschränken.
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Bezugnehmend auf die 10 ist der Signalausgang aus den vier
Wandlern an ein Steuersystem 13 zum Erfassen von Daten
gesandt, das an einen Personal Computer angeschlossen ist. Der kritische
Punkt der Datenverwaltung ist die Übertragungsgeschwindigkeit
an den Computer, welcher aus Gründen
der Kostenreduzierung aus Computern, Verarbeitungssystemen und Schnittstellen
in Serienausführung
bestehen sollte. Ausserdem sollte der Computer während des Erfassens von Daten
in der Lage sein, das Bild „fast" in Realzeit darzustellen.
Zusätzlich
zu der Möglichkeit,
die Position des einfallenden Strahlungsquanten zu bestimmen, sollte
es auch möglich
sein, dessen Energie festzulegen, und zwar durch Summierung des
aus dem Wandler 9 (Ladung entlang X) und 11 (Ladung
entlang Y) austretenden Signals, welches die Information über die
an das Szintillationssignal freigegebene Ladung enthält. Auf diese
Weise wird es möglich
sein, alle jene durch die Strahlenstreuung hervorgerufenen Ereignisse
zu vermeiden, welche dem endgültigen
Bild der durchgeführten
Untersuchung hinzugefügt
werden. Mit einem geeigneten Energiefenster ist es möglich, das
Bild vollkommen auch mit dem „Hintergrund" zu korrigieren,
indem das durch einzelne oder mehrfache Zusammenwirkungen in dem
Körpergewebe
hervorgerufene Geräusch
reduziert wird, und zwar auf solche Weise, dass das Energiefenster
nur die Strahlenquanten von einer bestimmten Energie unterscheidet,
gekennzeichnet durch das verwendete Kontrastmittel.
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Was die Verkleidung 3 betrifft,
so ist die gesamte Gammakamera mit einem trägen Material überzogen.
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Eine geeignete Software ist in der
Lage, die Informationen als Empfangsbilder der in den Patienten
injizierten Kontrastmittel zu zeigen, und zwar mit derselben typischen
Darstellung von Gammakamera für
grosse Bereiche.
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Die hohe Empfindlichkeit der Gammakamera erlaubt
es ausserdem, Radio-Pharmazeutika von unterschiedlichen Energien
zu verwenden, und bietet die Möglichkeit,
spezifische Antikörper
für bestimmten
Tumore mit unterschiedlichen Radio-Isotopen zu markieren, die in
der Nuklearmedizin üblicherweise verwendet
werden.
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Bei möglichen Varianten der Erfindung
kann die Gammakamera als szintillierenden Kristall eine Kristallmatrix
CsI(TI) aufweisen, in welcher die einzelnen Kristalle einen Quer schnitt
von etwa 1 mm × 1 mm
haben und auf jeden Fall zwischen 0,5 mm × 0,5 mm und 3 mm × 3 mm liegen,
und wo die Kristalle optisch voneinander getrennt sind und der Trennbereich
zwischen Kristall und Kristall eine Stärke von etwa 0,1 mm hat, jedenfalls
zwischen 3 μ bis
0,5 mm. Ausserdem können
auch Kristalle aus NaI(TI), CsI(Na), BGO, LSO, YAP: Ce usw. als
szintillierende Kristalle verwendet werden.
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Bei einer weiteren Variante können die
einzelnen PSPMT-Photovervielfacher
durch gleichwertige mit einer grösseren
Anzahl von Parallelelektroden und einer höheren Zahl von Kollektordrähten der
Anoden ersetzt werden, um die Musterteilung zu reduzieren. Als Folge
ist auch die Elektronik nach dem gleichen, oben beschriebenen Prinzip
veränderbar, stets
im Verhältnis
zu der Zahl der Ausgänge
des Photovervielfachers. Die Abmessungen des verwendeten Photovervielfachers
können
ebenfalls verändert
werden, wobei grössere
Abmessungen erhalten werden, aber immer auf solche Weise, dass das
Verhältnis
Totbereich/aktiver Bereich geringer als 1 ist. Das Prinzip der Erfindung
ist, eine Vorrichtung zu erhalten, die lageempfindliche Photovervielfacher-Röhren verwendet,
welche auf solche Weise zusammengesetzt sind, dass sie eine Gammakamera
von unbegrenzten Formen und Abmessungen bilden, und welche gleichzeitig
dünn genug
ist, um als flach bezeichnet werden zu können, und welche eine sehr
hohe räumliche Eigenauflösung haben.
Bei einer möglichen
Variante der Erfindung kann eine Zusammensetzung der PSPMTs verwirklicht
werden, die einem krummlinigen anatomischen Profil folgen. In diesem Falle
soll der Anschluss der gekreuzten Drähte der Anoden für die Berechnung
der Position X und Y nicht von gleicher Zahl sein. In diesem Beispiel
ist der Draht x1 der ersten PSPMT nicht an den gleichen der angrenzenden
PSPMT angeschlossen, sondern ist angeschlossen an die folgende usw.
Die Signale sind um eine Anodenteilung versetzt, und in diesem Zustand
beträgt
die Zahl der X-Drähte
sieben und die Zahl der Y-Drähte
sechzehn, so dass das anatomische Profil nach der Grösse der
Anodenteilung erhältlich
ist.
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Natürlich können ausserdem die Konstruktionsdetails
und die Ausführungen
im Verhältnis
zu dem, was rein als ein Beispiel beschrieben und gezeigt wurde,
weitreichend variiert werden, ohne dabei aus dem Zweckbereich der
vorliegenden Erfindung, wie in den Ansprüchen festgelegt ist, herauszugehen.