DE2657898A1

DE2657898A1 - Kollimator fuer eine transaxial- tomographie-szintillationskamera

Info

Publication number: DE2657898A1
Application number: DE19762657898
Authority: DE
Inventors: Ronald Jack Jaszczak
Original assignee: GD Searle LLC
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1975-12-22
Filing date: 1976-12-21
Publication date: 1977-06-30
Also published as: IT1074789B; NL182935B; SE7614396L; DE2657898C2; NL182935C; JPS5288083A; CA1063256A; SE420250B; CH611146A5; AU2078076A; NL7614202A; ZA767587B; GB1572809A; US4057726A; AU512862B2; FR2336112A1

Description

FLEUCHAUS&WtHSEH

PATENTANWÄLTE

2-57898

8 MÜNCHEN 71, 15. Dez. 1976

, ι* Melchiorstraße 42

Ti

SR18P-1555

G. D. Searle & Co.

P.O. Box 5110

.Chicago, Illinois 60680, USA

Kollimator für eine Transaxial-Tomographie-S ζ inti Hat ionskamera

Die Erfindung betrifft einen Kollimator für ein Szintillationskamerasystern, das von einem Detektorkopf für eine transaxiale Tomographie-Abtastung Gebrauch macht.

Bei einer Szintillationskamera für transaxiale Tomographie-Abtastung läuft ein Szintillationsdetektor in einer Umlaufbahn um einen Patienten, deren Umlaufachse der kranial-kaudalen Achse des Patienten entspricht. Der Szintillationsdetektorkopf besitzt eine Anordnung von Fotodetektoren, die überlappende Teile eines Szintillationskristalls sehen, welcher in der Form einer Scheibe ausgebildet ist. Auf dem Kristall, der normalerweise aus thallium-aktiviertem Natriumjodid besteht, auftreffende Strahlung verursacht, daß Lichtblitze ausgesendet werden, die von FotovervieIfacherröhren, die den Emissionsbereich sehen, wahrgenommen werden. Die Fotovervielfacherröhren erzeugen elektrische Signale, deren Größe der aufgenommenen Lichtintensität proportional ist- Diese Signale werden matrixartig miteinander

HO/ba 709826/0803 v

ORIQINAL INSPECTED

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verknüpft, um Positionsinformationen zu gewinnen und dadurch den Ursprungspunkt der Szintillation in der Ebene des Kristalls zu lokalisieren. Wenn zwischen die Strahlungsquelle und den Detektorkristall ein Kollinator gebracht wird, dann entspricht die Lage der Szintillation dem Ursprungspunkt des auftreffenden Garomastrahls, der die Szintillation hervorruft, im Patienten. Dieser Punkt wird dann ein einer zweidimensionalen Matrix eingezeichnet. Diese kurze Becchreibung der Arbeitsweise einer Szintillationskamera reicht zur Erläuterung der vorliegenden Erfindung aus. Die grundsätzlichen Prinzipien sind ausführlich in der US-PS 3 o11 o57 erläutert.

Bei einer transaxialen Tomographieabtastung wird ein Strahlungsdetektor in einer Umlaufbahn um einen interessierenden Gegenstand bewegt und so gedreht, daß er zu allen Zeitpunkten dem interessierenden Gegenstand gegenüberliegt bzw. ihn ansieht. Normalerweise ist der interessierende Gegenstand ein menschlicher Patient, und die Umlaufbahn, auf der sich der Strahlungsdetektor bewegt, ist eine Kreisbahn. Die Achse des Kreises, um den der Detektor läuft, ist eine imaginäre, gerade Linie, die durch die kranialen und kaudalen Bereiche des menschlichen Patienten geht und nachfolgend als die kranialkaudale Achse bezeichnet wird. Wenn der Strahlungsdetektor der Detektor einer Szintillationskamera und die Umlaufbewegung kreisförmig ist, dann ist die Ortskurve der Bewegung des Mittelpunkts des Szintillationskristalls ein Kreis mit einem Radius, der gleich dem Abstand des Szintillationskristalls von der kranial-kaudalen Achse ist. Der Szintillationsdetektor liegt immer tangential zu diesem Kreis.

Die Verwendung eines Szintillationsdetektors zur Erzeugung von Bildern der Radioisotopen-Verteilung an quer verlaufenden, ebenen Schnitten entlang der kranial-kaudalen Achse ist detailliert in einer Anzahl von Veröffentlichungen, beispielsweise der US-PS 3 432 66o erläutert worden. In dieser Patent-

- 2 - schrift

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ORIGINAL !MSPECTED

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schrift wird der Patient um die kranial-kaudale Achse gedreht, während der Szintillationskameradetektor stationär bleibt. Die relative Bewegung zwischen dem Detektor und dem Patienten ist jedoch dieselbe, unabhängig davon, ob der Detektor um die kranial-kaudale Achse läuft, während der Patient stationär bleibt, oder ob der Patient um dieselbe Achse rotiert, während der Szintillationskameradetektor stationär bleibt. Vom Gesichtspunkt der Bequemlichkeit für den Patienten und der Unbeweglichkeit bezüglich des Szintillationsdetektors hat es sich als günstig erwiesen, daß der Patient in einer Rückenlage stationär bleibt.

Bei der erfindungsgemäßen transaxialen Tomographie-Abtastung erzeugt ein einziger Umlauf des Szintillationskameradetektors um den Patienten ein Bild, das die radioktive Verteilung in einer Vielzahl von Bildschnittebenen zeigt. Die Bildschnittebenen sind querverlaufende Ebenen, dia parallel zueinander und gewöhnlich senkrecht zur kranial-kaudaleri Achse sind. Es werden sowohl innerhalb als auch außerhalb dieser Ebenen abgestrahlte Gammastrahlen erfaßt. Eine erfaßte Strahlung, die Szintillationen im Kristalldetektor hervorruft, wird mit Hilfe einer Rechen- und Speichereinrichtung der nächstliegenden Bildschnittebene» zugeordnet. Die Bewegung des Szintillationskameradetektors um die kranial-kaudale Achse wird digitalisiert und in einer Berechnungsanordnung, etwa einein kleinen Rechner, in elektronischer Form dargestellt. Unter Verwendung eines geeigneten Algorithmus ermittelt der Rechner gleichzeitig die Verteilung der radioaktiven Ereignisse innerhalb einer Vielzahl paralleler Bildschnittebenen, normalerweise Schnitte ebener Gestalt, von denen jedoch jede eine Dicke von etwa zwei Zentimetern besitzt. Eine geeignete Fourier-Transformationstechnik, die dazu dient, ein Bild einer einzelnen Bildschnittebene zu erhalten, ist in einem Artikel "Radionuclide Tomographie Image Reconstruction Using Fourier Transform Techniques' von David B. Kay, John W. Keyes, Jr. and William Simon, in

- 3 - Journal

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Journal of Nuclear Medicine, Band 15, Nr. 11, Seiten 981 - 986, November 1974, beschrieben. Die errechnete radioaktive Verteilung wird auf einer Bildsichtanzeigeeinrichtung angezeigt. Der Umlauf wird zur Abbildung in der Bildschnittebene fortgesetzt, bis sich der Szintillationsdetektor um 36o° um die kranial-kaudale Achse bewegt hat. Theoretisch wäre ein Umlauf um lediglich 18o° durchführbar, jedoch wird ein Umlauf von 36o° ausgeführt, um interne Dämpfungseffekte so weit wie möglich zu minimalisieren. Obwohl das Voranschreiten oder Umlaufen des Detektors vorzugsweise ein kontinuierliches Fortschreiten über die Detektorumlaufbahn ist, wird die Datenregistrierung innerhalb des speziellen Abbildungsrahmens in diskreten Zählintervallen vorgenommen, die in schrittweisen Inkrementen von 1/2 bis 4 , vorzugsweise etwa 2 , begonnen und beendet werden. Anders als bekannte Vorrichtungen, die einfache Szintlllationsdetektoren als Detektorelement verwenden, benutzt die vorliegende Vorrichtung einen Szintillationskameradetektor, so daß eine Reihe von Bildern radioktiver Verteilung innerhalb paralleler Bildschnittebenen gleichzeitig erzeugt werden kann.

Das grundsätzliche Problem bei der transaxialen, tomographischen Radioisotopen-Abtastung ist die zur Erzielung aussagevoller Daten erforderliche Zeitdauer. Eine 4o Minuten dauernde Abtastung ist ein nicht unübliches Erfordernis bei bekannten Vorrichtungen, um Schnittbilder an sechs Bildschnittebenen für eine Radio-Isotopen-Hirnabtastung zu erhalten. Eine Bewegung des Patienten während dieser Szintillationsabtastperiode führt eine beträchtliche Verzerrung in das erhaltene Bild ein. Eine Abwanderung des Radioisotopen durch das System während der Zeit, in der der Szintillationsdetektor einen einzigen Umlauf durchführt, führt zu einer Verzerrung der für eine Bildschnittebene erworbenen Daten. In ähnlicher Weise macht eine Radioisotopenabwanderung während des Abtastintervalls den Vergleich der Radioisotopen-Verteilungsbilder in parallelen Bildschnittebenen schwierig. Der Grund dafür, daß zum Erhalten der Daten

- 4 - bei

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bei einer Radioisotopenabbildung im Gegensatz zu einer tomographischen Röntgenstrahlenabtastung eine ausgedehnte Zeitdauer erforderlich ist, liegt in der sehr viel geringeren Gesamtaktivität im interessierenden Zielbereich, da ein großer Teil der eingespritzten Radioaktivität in Bereichen des Körpers liegt, die nicht Gegenstand der Abbildungsstudie sind, beispielsweise im Dickdarm. Die Gammastrahlen einer Radioisotopendosis sind daher über den Körper des Patienten verstreut und werden in gewissem Ausmaß im Gewebe des Patienten absorbiert, während bei der Röntgenstrahlen-Tomographie-Abbildung eine konzentrierte Strahlendosis lediglich auf den Bereich des Interesses gelenkt wird.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Szintillationskamerasystem zu schaffen,bei dem die zur Erzielung statistisch bedeutungsvoller Daten bei einer transaxialen, tomographischen Radioisotopenabtastung erforderliche Zeit deutlich reduziert wird.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Szintillationskamerasystem mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand weiterer Ansprüche.

Mit der Erfindung wird ein Kollimator für eine Szintillationskamera zur Verwendung bei einer transaxialen, tomographischen Radioisotopen-Abtastung geschaffen, um die Empfangsrate radioaktiver Ereignisse zu erhöhen und zu der von einer Strahlungsquelle bekannter Stärke erzielbaren Positionsinformation beizutragen, ohne daß dies mit einem Verlust an räumlicher Auflösungverbunden wäre. Der erfindungsgemäß geschaffene verbesserte Kollimator für eine Szintillationskamera zur Verwendung bei einer transaxialen, tomographischen Radioisotopen-Abtastung reduziert die erforderlich Abtastzeit ohne die erhaltenen Bilder zu verschlechtern.

- 5 - Die Erfindung

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•3.

Die Erfindung schafft somit einen Kollimator für die Verwendung in einem Szintillationskamerasystem, bei dem ein Szintillationskameradetektor sich auf einer Umlaufbahn bewegt, welche eine quer verlaufende Ebene senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse relativ zu einem Patienten definiert, wobei Trennwände Öffnungen im Kollimator begrenzen, so daß der Kollimator eine hohe räumliche Auflösung von Gammastrahlen liefert, die innerhalb Ebenen senkrecht zur kranial-kaudalen Achse verlaufen und auf den Detektor gerichtet sind, sowie eine hohe Strahlungsempfindlichkeit gegenüber Gammastrahlung, die innerhalb anderer Ebenen verläuft und zum Detektor hinweist, liefert.

Die Erfindung wird im folgenden unter Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 einen Aufriß einer Szintillationskamera, die für eine transaxiale, tomographische Radioisotopen-Abtastung eines Patienten angeordnet ist,

Fig. 2 eine vergrößerte Ansicht des Szintillationsdetektors in einer Stellung seiner Umlaufbahn um den Patienten,

Fig. 3 eine schematische Ansicht der Bewegung des Szintillationsdetektors relativ zum Patienten,

Fig. 4 eine Detailansicht einer Ausführungsform des Kollimatoraufbaus ,

Fig. 5 eine Detailansicht einer alternativen Ausführungsforra des Kollimatoraufbaus, und

Fig. 6 eine detaillierte isometrische Ansicht einer anderen Ausführungsform des KoIlimatoraufbaus.

- 6 - In Fig.1

2-6/0803 or_{1SINAL 1NSPE0TED}

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2 £ 5 7 S 9

In Fig. 1 ist ein Szintillationskamerasystem dargestellt, bei dem ein Szintillationsdetektor 1o von einem Szintillationskristall Gebrauch macht, der in überlappender Weise von einer Vielzahl von Fotovervielfacherröhren gesehen wird. Der Szintillationsdetektor 1o ist gegenüber für allgemeine Zwecke verwendbaren Szintillationskameradetektorköpfen durch Entfernen eines Teils der Bleiabschirmung für die Wahrnehmung von Strahlung geringer Energie abgewandelt. Dadurch wird es dem Detektor 1o ermöglicht, sich in einer Umlaufbahn in einer Ebene senkrecht zur Zeichenebene in Fig. 1 zu bewegen und die Schulter des Patienten 15 freizulassen.

Der Szintillationsdetektor 1o ist mit einer Konsole verbunden, die einen Computerabschnitt 6o, zwei Oszillographanzeigen 7o, eine Signalverarbeitungs3chaltungsanordnung 12 und ein Steuerpult 11 aufweist. Ein Motor 13 treibt den Szintillationsdetektor 1o in einer Umlaufbahn um den Patienten 15 an. Die Umlaufbahn definiert eine Bildschnittebene X senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse Y des Patienten. Der Motor 13 ist am Detektorständer 5o angebracht und treibt den rotierenden Befestigungsarm 34 an, von dem zwei Querarme 27 ausgehen. Der Szintillationsdetektor 1o ist zwischen einem Paar Querarmen 27 befestigt, während ein Ausgieichsgegengewicht 14 am anderen Paar Querarmen befestigt ist. Der Motor 13 schließt ein Schaltelement für den kontinuierlichen Vorlauf des Detektor 1o entlang seiner Umlaufbahn um den Patienten 15 ein. Das Schaltoder Schrittschaltelement des Motors 13 beginnt und beendet Strahlungszählintervalle bei jedem Bogen einer Reihe von inkrementalen Bögen, die der Detektor 1o beim Vorlauf über eine Bahn von 36o° eines Umlaufs um den Patienten durchquert. Das bedeutet, falls eine transaxiale Tomographieabtastung begonnen wird, während sich der Szintillationsdetektor 1o in der in Fig. 1 gezeichneten Stellung befindet- daß dann die Abtastung für verschiedene parallele Bildschnittebenen beendet wird, wenn der Detektorkopf oder Detektor 1o und das Gegengewicht 14 um die Achse Y rotieren und zu ihren Ausgangs-

- 7 - Stellungen

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Stellungen zurückkehren.

Der Patient nimmt auf dem Tisch 17 eine stationäre Rückenlage ein. Der Tisch 17 schließt einen Kopfhalteransatz 35 ein, der die Unbeweglichkeit des Kopfs des Patienten erleichtert. Obwohl die Vorrichtung von Fig. 1 nur auf die Abtastung des Kopfs des Patienten 15 eingerichtet ist, könnte eine andere Halterung für den Tisch 17 vorgesehen werden, um eine Ganzkörperabtastung zu ermöglichen. Beispielsweise könnte der Tisch 17 nahe den Füßen des Patienten in auskragender Weise befestigt sein.

Die Signale vom Szintillationsdetektor 19 werden über ein Kabel 44 dem Computerabschnitt 6o zugeführt, so daß die bei jedem der inkrementalen Bögen wahrgenommenen Strahlungszählungen verarbeitet werden können, um eine Repräsentation der radioaktiven Verteilung in einer Reihe von Bildschnittebenen, die von dem Algorithmus und der Umlaufbahn bestimmt werden, wie etwa die Ebenen X und A in den Flg. 1 und 3, zu erzeugen. Sichtanzeigeeinrichtungen 7o zur Anzeige einer Abbildung der Repräsentation sind in Form üblicher Oszillographenanzeigen vorgesehen. Wie bei anderen Szintillationskamerastudien kann ein Kamerafilm oder eine andere Aufzeichnungsvorrichtung in optischer Verbindung mit den Sichtanzeigen 7o angeordnet sein. Die Ortskurve der Bewegung des Mittelpunkts des Szintillationskristails des Detektors 1o ist für zwei Abtastschnittebenen X und A in Fig. 3 dargestellt. In der ersten Abtastschnittebene X bewegt sich der Szintillationsdetektor 1o in einem Kreis 32 um die kranial-kaudale Achse, die in den Zeichnungen mit Y bezeichnet ist. Die kreisförmigen Umlaufbahnen 32 und 33 definieren die Bildschnittebenen X bzw. A. Obwohl die Umlaufbahn des Szintillationsdetektors normalerseise kreisförmig ist, könnte sie eliptisch sein oder irgendeine andere geschlossene Kurve um die kranial-kaudale Achse Y bil-

- 8 - den.

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2C57898 •Α.

den. Natürlich müßte der benutzte Algorithmus an die verwendete Umlaufbahn angepaßt werden.

Der Aufbau des Kollimators 26 ist in alternativen Ausführungsformen in den Fig. 4, 5 und 6 gezeigt. In Fig. 4 ist der Aufbau des Kollimators 26 gezeigt, wobei die Ausrichtung des Kollimators von Fig. 4 die gleiche bezüglich der X-Ebene und der Y-Achse wie in Fig. 2 ist. Bei dem in Fig. 4 gezeichneten Aufbau besitzt der Kollimator parallele Streifen 28 aus Blei von etwa o,o254 cm Dicke. Zwischen diesen Bleistreifen 28 sind gewellte Streifen 29 angeordnet, die ebenfalls aus Bleifolie von etwa o,o254 cm Dicke gebildet sind. Die Streifen 28 sind parallel mit der kranial-kaudalen Achse Y ausgerichtet. Der Aufbau gewellter Kollimatoren ist im einzelnen in der US-PS 3 921 ooo beschrieben. Natürlich unterscheidet sich der Aufbau des Kollimators von Fig. 4 von denen in der genannten US-PS beschriebenen darin, daß die Streifen 29 in Fig. 4 so gewellt sind,- daß Kollimatoröffnungen allgemein rechtwinkliger Gestalt gebildet werden. Diese öffnungen sind bedeutend langer in der Y-Achsen-Richtung als in der X-Achsen-Richtung. Als Ergebnis dieses Kollimatoraufbaus begegnet Gammastrahlung, die innerhalb einer Ebene senkrecht zur kranial-kaudalen Achse, wie etwa der Ebene X verläuft, einer größeren Abschirmung als Gammastrahlung, die sich in anderen Ebenen ausbreitet.

Beispielsweise ist es sehr viel wahrscheinlicher, daß die Gammastrahlen 2o und 21, die von innerhalb der Abtastschnittebene X ausgehen und vollständig innerhalb dieser Ebene verlaufen, von den relativ dicht benachbarten Bleistreifen 28 absorbiert werden, die sie wahrscheinlich schneiden, als der Gammastrahl 22, der sich unter einem Winkel Θ- bezogen auf die kranialkaudale Achse Y ausbreitet. Es ist viel wahrscheinlicher, daß der Gammastrahl 22 einen oder mehrere im Abstand befindliche

- 9 - Querteile

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Querteile 18 der gewellten Streifen 29 durchdringt oder zwischen ihnen hindurchläuft. Das Ergebnis ist, daß der erfindungsgemäß verbesserte Kollimator den Szintillationsdetektor 1o für Strahlungserfassung in der Y-Achsenrichtung wirksamer macht, was mit einem Verlust an Auflösung in der Y-Achsen-Richtung verbunden ist. Gleichzeitig liefert der Aufbau des Kollimators 26 eine sehr große räumliche Auflösung innerhalb der Abtastschnittebene X.

Die selbe Verbesserung ist vorhanden, wenn sich der Detektor 1o bezüglich anderen parallelen Abtastschnittebenen wie der vom Kreis 33 gleichen Durchmessers wie der Kreis 32 gebildeten Abtastschnittebene A bewegt. Die mit 23 und 24 in Fig. 3 bezeichneten Gammastrahlen, die in Richtungen senkrecht zur Y-Achse verlaufen, begegnen einer viel größeren Detektorabschirmung als es für den Gammastrahl der Fall ist, der entlang der Bahn 25 unter einem Winkel θ~ bezüglich der Y-Achse verläuft. Der Kollimator 26 liefert auf diese Weise eine hohe räumliche Auflösung von Gammastrahlen, die innerhalb der Ebenen X und A verlaufen, und eine hohe Strahlungsempfindlichkeit gegenüber Gammastrahlung, die in anderen Ebenen verläuft.

Unter Hinweis auf Fig. 3 sei angemerkt, daß der durch die Bewegung um die Achse Y von einer einzigen Kollimator-Quertrennwand 18, die den Abstand zwischen zwei benachbarten Streifen 28 überbrückt, definierte Weg ein Kreis um die Achse Y bei einem 36o -Umlauf des Detektors 1o sein würde.

Eine alternative Ausführungsform des erfindungsgemäßen Kollimators ist in Fig. 5 gezeichnet. Bei dieser Ausführungsform sind die Trennwände des Kollimators aus Streifen 3o und 31 gleichförmiger Dicke gebildet. Der Abstand zwischen den Streifen 31 in Richtung parallel zur Achse Y ist größer als der

- 1o - Abstand

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Abstand zwischen den Trennwänden 3o in den Ebenen senkrecht zur Achse Y, die von den Kreisringen 32 und 33 definiert werden. Man sieht, daß die Kollimatorausführungsform von Fig. 5 wiederum in ähnlicher Weise wie in Fig. 4 öffnungen im Kollimator 26 bildet, so daß der Kollimator 26 eine hohe räumliche Auflösung von Gammastrahlen liefert, die innerhalb Ebenen senkrecht zur Achse Y laufen und auf den Detektor 1o gerichtet sind, und eine hohe Strahlungsempfindlichkeit gegenüber Gammastrahlung, die innerhalb anderen Ebenen läuft, und zum Detektor 1o gerichtet ist. Eine Abwandlung des Kollimatoraufbaus von Fig. 5 wäre ein Aufbau, bei dem die Bleistreifen 3o dicker als die Bleistreifen 31 sind.

Der Kreisring 32 In Fig. 3 stellt zusätzlich dazu, daß er eine Bildschnittebene definiert, auch die Ortskurve dar, die durch die Bewegung des Mittelpunkts des Szintillationskristall des Detektors 1o gezogen wird, wenn dieser sich schrittweise um die kranial-kaudale Achse Y voranbewegt. Der Ring 33 stellt in ähnlicher Weise die Ortskurve oder Umlaufbahn von Bewegungen eines Punkts auf der Szintillationskristallflache, der gegenüber dem Mittelpunkt versetzt 1st, dar. Der Ring 33 definiert eine Bildschnittebene A parallel zur Ebene X. Wie zuvor angegeben, beträgt die Auflösung zwischen den Bildschnittebenen X und A ungefähr 2 cm. Solange ein radioaktives Ereignis innerhalb der zwei cm Dicke der Bildschnittebene liegt, gibt es In den auf den Oszillographen 7o gezeigten Abbildungen keine Differenzierung hinsichtlich der Y-Achsenposition dieses radioaktiven Ereignisses. Daher ist keine Beeinrächtigung der erzeugten Abbildungen durch die Wirkung der verbesserten Empfindlichkeit zu beobachten, dieder erfindungsgemäße Kollimator in Y-Achsenrichtung liefert. Das bedeutet, die zur Lieferung einer verbesserten Empfindlichkeit aufgenommenen zusätzlichen Ereignisse haben ihren Ursprung vornehmlich inner-

- 11 - halb

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halb der Abtastschnittebene, obwohl sie vom Detektor 1o in der Richtung der Achse Y hiervon versetzt wahrgenommen werden.

Eine weitere Kollimator-Ausführungsform ist in Fig. 6 dargestellt. Bei dieser Ausführungsform sind gewellte Streifen 29* aus Blei mit einer Dicke von o,o254 cm zwischen geraden Streifen 28' aus Bleifolie miteiner Dicke von ebenfalls o,o254 cm gelegt. Diese Ausführungsform der gewellten Kollimatorkonstruktion 1st ähnlich derjenigen in der US-PS 3 921 ooo gezeigten. Aus der Zeichnung ist jedoch erkennbar, daß sich die gewellten Streifen 29" in der Tiefe nicht so weit erstrecken wie die geraden Streifen 23'. An den Enden der Streifen 29" sind Stücke aus Abstandsmaterial, etwa Balsaholzblöcke 37 angeordnet. Die Balsaholzblöcke 37 absorbieren Gammastrahlung nicht, sie halten jedoch die Streifen 28* in richtiger paralleler Ausrichtung. Die Querelemente 18' der gewellten Streifen 29' stoßen gegen die Balsaholzblöcke 37. Das Ende des Kollimators 26 in der Vorderebene von Pig. 6 liegt angrenzend an den Szintillationsdetektor 1o.

Die vorangegangenen Darstellungen und Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Kollimators sind lediglich beispielhaft dargestellt. Es sollen hieraus keine Beschränkungen hergeleitet werden, da andere Ausführungsformen und Abwandlungen leicht aus der Offenbarung hervorgehen.

- 12 - Patentansprüche

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Claims

SR18P-1555 Patentansprüche

1.'Szintillationskamerasystem, bei dem sich ein Szintillations _-' kameradetektor auf einer Umlaufbahn bewegt, die eine Ebene senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse eines Patienten festlegt, gekennzeichnet . durch einen Kollimator (26) der öffnungen besitzt, welche von Trennwänden (28, 28', 29, 29·) unterschiedlicher Strahlungsdurchlässigkeit begrenzt werden, wobei die Trennwände so ausgerichtet sind, daß eine größere Strahlungsabschirmung von Gammastrahlung geschaffen wird, die innerhalb von Ebenen (X, A) senkrecht zu der kranial-kaudalen Achse (Y) verläuft, und eine geringere Strahlungsabschirmung von Gammastrahlung, die in anderen Ebenen verläuft.

2. Szintillationskamerasystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Kollimator (26) parallele Streifen (28, 28') aus Blei mit einer' Dicke von ungefähr o,o254 cm aufweist, die parallel mit der kranialkaudalen Achse (Y) ausgerichtet sind und zwischen denen gewellte Streifen (29, 29') aus Bleifolie einer Dicke von etwa o,o254 cm angeordnet sind.

3. Szintillationskamerasystem nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet , daß die gewellten Streifen (29, 29') aus Bleifolie in allgemein rechteckigen Wellungen geformt sind.

4. Szintillationskamerasystem, bei dem ein Szintillationskameradetektor zu einem Vorlauf in einer Umlaufbahn um

- 13 - einen

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Patienten angeordnet ist und den Patienten ansieht, wobei die Umlaufbahn eine querliegende Ebene senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse des Patienten bestimmt, mit Schalteinrichtungen zum kontinuierlichen Vorlauf des Detektors in seiner Umlaufbahn und zum Beginnen und Beenden von Strahlungszählintervallen bei inkrementalen Bögen der Umlaufbahn, mit Computereinrichtungen zum Verarbeiten der Strahlungszählungen, die während jedes der Bögen erfaßt und akkumuliert wurden, um eine Repräsentation der radioaktiven Verteilung in der von der Umlaufbahn bestimmten Ebene zu erhalten, und mit Sichtanzeigeeinrichtungen zur Darstellung einer Abbildung dieser Repräsentation, gekennzeichnet durch einen Kollimator (26) der am Detektor (1o) angebracht ist und zwischen dem Detektor und dem Patienten (15) liegt und eine erste Abschirmeinrichtung (28, 28') besitzt, die hoch strahlungsabsorbierende Trennwände, die so angeordnet sind, daß sie in geraden Linien allgemein parallel zur kranial-kaudalen Achse (Y) liegen, festlegt, während der Detektor in seiner Umlaufbahn läuft, und der eine zweite Abschirmeinrichtung (29, 29') besitzt, die weniger Strahlungsabsorbierende Trennwände solcher Gestalt festlegt, deren Ortskurven geschlossene Kurven parallel zur genannten Umlaufbahn bilden.

5. Szintillationskamerasystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet , daß der Szintillationskameradetektor (1o) zu einem Umlauf in einer kreisförmigen Umlaufbahn um den Patienten (15) angeordnet ist.

6. Kollimator für die Verwendung bei einem Szintillationskamerasystem, bei dem ein Szintillationskameradetektor sich in einer Umlaufbahn bewegt, die eine quer liegende

- 14 - Ebene

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ο ^- " ~ ο ο π

I ο ο ι b Ό ο

Ebene senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse bezüglich eines Patienten festlegt, gekennzeichnet durch Trennwände (28, 29; 28', 29¹), die öffnungen im Kollimator (26) begrenzen, so daß der Kollimator eine hohe räumliche Auflösung von Gammastrahlen liefert, die innerhalb Ebenen senkrecht zur kranial-kaudalen Achse (Y) verlaufen und auf den Detektor gerichtet sind, und eine hohe Strahlungsempfindlichkeit gegenüber Gammastrahlung, die innerhalb anderen Ebenen läuft und auf den Detektor gerichtet ist.

7. Kollimator nach Anspruch 6, dadurch gekennz eichn e t , daß der Abstand zwischen Trennwänden (28, 29; 28', 29') in einer Richtung parallel zur kranial-kaudalen Achse gemessen größer als der Abstand zwischen Trennwänden in Ebenen senkrecht zur kranial-kaudalen Achse gemessen ist.

8. Kollimator nach Anspruch 7, dadurch gekennzeich net, daß die Trennwände (28, 29; 28¹, 29') aus Bleistreifen gleichförmiger Dicke gebildet sind.

- 15 -

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