DE2657898C2 - Transaxial-Tomographie-Szintillationskamera - Google Patents

Description

dalen 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 34 32 660, erläutert worden. Nach dieser Patentschrift wird der Patient um die kranial-kaudale Achse gedreht, während der Szintillationskamera-Detektor stationär bleibt Die relative Bewegung zwischen dem Detektor und dem Patienten ist jedoch dieselbe, unabhängig davon, ob der Detektor um die kranial-kaudale Achse umläuft während der Patient stationär bleibt oder ob der Patient um diese Achse rotiert, während der Szintillationskamera-Detektor stationär bleibt (kinematische Umkehrung). Vom Gesichtspunkt der Bequemlichkeit für den Patienten und der Unbeweglichkeit bezüglich des Szintillationsdetektors hat es sich jedoch als günstig erwiesen, daß der Patient in einer Rückenlage stationär bleibt.

Bei der transaxialen Tomographie-Abtastung erzeugt ein einziger Umlauf des Szintillationskamera-Detektors um den Patienten ein Bild, das die radioaktive Verteilung in einer Vielzahl von Bildschnittebenen zeigt Die Bildschnittebenen sind querverlaufende Ebenen, die parallel zueinander und gewöhnlich senkrecht zur kranial-kaudalen Achse verlaufen. 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 Szintillationskamera-Detektors um die kranial-kaudale Achse wird digitalisiert und in einer Berechnungsanordnung, etwa einem 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

Das grundsätzliche Problem bei der transaxialen, tomographischen Radioisotopen-Abtastung ist die zur Erzielung aussagevoller Daten erforderliche Zeitdauer. Eine 40 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 Abtastzeit führt eine beträchtliche Verzerrung in das erhaltene Bild ein. Eine Wanderung des Radioisotops während der Zeit, in der der Szintillationsdetektor einen einzigen Umlauf durchführt, führt zu einer Verzerrung der für eine Bildschnittebene akquirierten Daten. In ähnlicher Weise macht eine Radioisotopenwanderung während des Abtastintervalls den Vergleich der Radioisotopen-Verteilungsbilder in parallelen Bildschnittebenen schwierig. Der Grund dafür, daß zum Erhalten der Daten bei einer Radioisotopenabbildung im Gegensatz zu einer tomographischen Röntgenstrahlenabtastung eine ausgedehnte Zeitdauer erforderlich ist, liegt in der sehr viel geringeren Gesamtaktivität im interessierenden Zielgebiet, da ein großer Teil der eingespritzten radioaktiven Substanz sich in Bereichen des Körpers sammelt, 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.

Bei der aus der o. g. DE-OS 21 33 827 bekannten konventionellen Gammastrahlen-Szintillationskamera besteht der Kollimator aus einer speziellen Anordnung von ebenen und gewellten Streifen aus einer Bleifolie. Die dabei gebildeten Durchlaßkanäle für die Gammastrahlen sind entweder parallel zueinander oder mit Zielrichtung auf einen Fokuspunkt ausgerichtet In einer Ausführungsform (vgL Fig. 1 und 4 der DE-OS 21 33 827) sind gleichmäßig sinusförmig gewellte Streifen parallel zueinander zwischen parallelen ebenen Streifen angeordnet so daß sich eine wabenartige Struktur ergibt Beide Streifenarten haben dabei dieselbe Dicke und — in Richtung der Durchlaßkanäle gemessen — dieselbe Länge. In einer anderen Ausführungsform (vgL Fig. 9 der US-PS & 21 000) sind dreiekkig gewellte oder zickzackförmig gefaltete Bleistreifen zwischen parallel ausgerichteten Ebenen Bleistreifen angeordnet Die Verwendung von ebenen und gewellten Streifen soll in beiden Ausführungsformen die Herstell ing des Kollimators erleichtern. Bei beiden Ausführungsformen ergibt sich dabei eine Eigenschaft wonach die Durchlaßkanäle des Kollimators von Trennwänden begrenzt sind, die so ausgerichtet und dimensioniert sind, daß die Strahlungsabschirmung in einer Ebene unterschiedlich ist von der in anderen Ebenen. Diese Eigenschaft ist dabei ein völlig ungewollter Effekt Angestrebt ist eigentlich eine symmetrische Ausgestaltung der Strahlungskanäle. Der Kollimator soll auch hier die Gammastrahlen abblocken, die in den Kollimator unter Winkeln und an Stellen einfallen, dergestalt, daß sie — wenn die gewünschte Eigenschaft des Kollimators nicht vorhanden wäre — die Wand zwischen benachbarten Strahlungskanälen durchdringen würde. In der DE-OS 21 33 827 ist auch angegeben, daß Kollimatoren dieser Art in einer rotierenden tomographischen Szintillationskamera eingesetzt werden können.

Aufgabe der Erfindung ist es, den Kollimator einer Szintillationskamera der eingangs genannten Art so auszubilden und anzuordnen, daß eine hohe räumliche Auflösung in zur Umlaufachse des Szintillationskamera-Detektors senkrechten Ebenen und zugleich eine erhöhte Empfindlichkeit für in anderen Ebenen einfallende Strahlung und damit eine Verringerung der erforderlichen Abtastzeiten erzielt ',verden.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Szintillationskamera mit den Merkmalen nach dem kennzeichnenden Teil des Patentanspruchs 1 gelöst. Vo/tfcjlhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand weiterer Ansprüche.

Die Erfindung wird im folgenden an Ausführungsbeispielen unter Bezug auf die Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt

F i g. 1 einer« Aufriß einer Szintillationskamera, die für eine transaxiale, tomographische Radioisotopen-Abtastung eines Patienten angeordnet ist,

Fi g. 2 eine vergrößerte Ansicht des Szintiifationsdetektors in einer Stellung seiner Umlaufbahn um den Patienten,

F i g. 3 eine sch ?matische Ansicht der Bewegung des Szintillationsdetektors relativ zum Patienten, F i g. 4 eine Detailansicht einer Ausführungsform des Kollimatoraufbaus,
F i g. 5 eine Detailansicht einer alternativen Ausfüh-

rungsform des Kollimatoraufbaus, und

F i g. 6 eine detaillierte isometrische Ansicht einer anderen Ausführungsform des Kollimatoraufbaus.

In F i g. 1 ist eine Szintillationskamera dargestellt, deren Szintillationsdetektor 10 einen Szintillationskristall aufweist, der in überlappender Weise von einer Vielzahl von Fotovervielfacherröhren gesehen wird. Der Szintillationsdetektor 10 ist gegenüber für allgemeine Zwecke verwendbaren Szintillationskameradetektorköpfen durch Entfernen eines Teils des Bleiabschirmung für die Wahrnehmung von Strahlung geringer Energie abgewandelt. Der Szintillationsdetektor 10 bewegt sich in einer Umlaufbahn in einer Ebene senkrecht zur Zeichenebene in F i g. 1 und läßt dabei die Schulter des Patienten 15 frei.

Der Szintillationsdetektor 10 ist mit einer Konsole verbunden, die einen Computerabschnitt 60, zwei Oszillographanzeigen 70. eine Signalverarbeitungsschaltungsanordnung 12 und ein Steuerpult 11 aufweist. Ein Motor 13 treibt den Szintillationsdetektor 10 in einer Umlaufbahn um den Patienten IS an. Die Umlaufbahn definiert eine Bildschnittebene X senkrecht zu einer kranial-kaudalen Achse Y des Patienten. Der Motor 13 ist an einem Detektorständer 50 angebracht und treibt einen rotierenden Befestigungsarm 34 an, von dem Querarme 27 ausgehen. Der Szintillationsdetektor 10 ist zwischen einem Paar Querarmen 27 befestigt, während ein Ausgleichsgegengewicht 14 am anderen Paar Querarmen 27 befestigt ist. Der Motor 13 weist ein Schaltelement für den kontinuierlichen Vorlauf des Szintillationsdetektors 10 entlang seiner Umlaufbahn um den Patienten 15 auf. Das Schalt- oder Schrittschaltelement des Motors 13 beginnt und beendet Strahlungszählintervalle bei jedem Bogen einer Reihe von inkrementalen Bögen, die der Detektor 10 beim Vorlauf über eine Bahn von 360° eines Umlaufs um den Patienten durchquert. Das beduetet, falls eine transaxiale Tomographieabtastung begonnen wird, während sich der Szintillationsdetektor 10 in der in F i g. 1 gezeichneten Stellung befindet, daß dann die Abtastung für verschiedene parallele Bildschnittebenen beendet wird, wenn der Detektor 10 und das Gegengewicht 14 um die Achse Y rotieren und zu ihren Ausgangsstellungen zurückkehren.

Der Patient nimmt auf einem 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 F i g. 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 60 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 F i g. 1 und 3, zu erzeugen. Sichtanzeigeeinrichtungen 70 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 70 angeordnet sein. Die Bewegungsbahn des Mittelpunkts des Szintil lationskristalls des Detektors 10 ist für zwei Abtastschnittebenen X und A in F i g. 3 dargestellt In der ersten Abtastschnittebene X bewegt sich der Szintillationsdetektor 10 in einem Kreis 32 um die kranial-kaudale Achse Y. Die kreisförmigen Umlaufbahnen 32 und 33 definieren die Bildschnittebenen X bzw. A. Obwohl die Umlaufbahn des Szintiilationsdetektors normalerweise kreisförmig ist, könnte sie eliptisch sein oder irgendeine andere geschlossene Kurve um die kranialkaudale Achse Y bilden. Natürlich müßte der benutzte Algorithmus an die verwendete Umlaufbahn angepaßt werden.

Der Aufbau des Kollimators 26 ist in alternativen Ausführungsformen in den F i g. 4, 5 und 6 gezeigt, wois bei die Ausrichtung des Kollimators die gleiche bezüglich der .Y-Ebene und der V-Achse wie in F i g. 2 ist. Bei dem in F i g. 4 gezeichneten Aufbau besitzt der Kollimator parallele Streifen 28 aus Blei von etwa 0.0254 cm Dicke. Zwischen diesen Bleistreifen 28 sind gewellte Streifen 29 angeordnet, die ebenfalls aus Bleifolie von etwa 0,0254 cm Dicke gebildet sind. Die Streifen 28 sind parallel mit der kranial-kaudalen Achse Y ausgerichtet. Nach F i g. 4 sind die Streifen 29 so gewellt, daß Kollimatoröffnungen allgemein rechtwinkliger Gestalt gebildet werden. Diese Öffnungen sind bedeutend länger in der Y-Achsen-Richtung als in der X-Ebenen-Richtung. Als Ergebnis dieses Kollimatoraufbaus begegnet Gammastrahlung, die innerhalb einer Ebene senkrecht zur kranial-kaudalen Achse, wie etwa der Ebene λ" verläuft, einer größeren Abschirmung als Gammastrahlung, die sich in anderen Ebenen ausbreitet

Beispielsweise ist es sehr viel wahrscheinlicher, daß die Gammstrahlen 20 und 21, die von innerhalb der Abtastschnittebene X ausgehen und vollständig innerhalb dieser Ebene verlaufen, von den relativ dicht be nachbarten Bleistreifen 28 absorbiert werden, die sie wahrscheinlich schneiden, als der Gammastrahl 22, der sich unter einem Winkel θ\ bezogen auf die kranial-kaudale Achse Y ausbreitet Es ist viel wahrscheinlicher, daß der Gammastrahl 22 einen oder mehrere im Abstand befindliche Querteile 18 der geweilten Streifen 29 durchdringt oder zwischen ihnen hindurchläuft Das Ergebnis ist daß der Kollimator den Szintillationsdetektor 10 für Strahlungserfassung in der V-Achsenrichtung wirksamer macht was mit einem Verlust an Auflösung in der V-Achsen-Richtung verbunden ist Gleichzeitig liefert der Aufbau des Kollimators 26 eine sehr große räumliche Auflösung innerhalb der Abtastschnittebene X.

so Dieselbe Verbesserung ist vorhanden, wenn sie! der Detektor 10 bezüglich anderen parallelen Abtastschnittebenen wie der vom Kreis 33 gleichen Durchmessers wie der Kreis 32 gebildeten Abtastschnittebene A bewegt Die Gammastrahlen 23 und 24 in F i g. 3, die in Richtungen senkrecht zur V-Achse verlaufen, begegnen einer viel größeren Detektorabschirmung als es für den Gammastrahl der Fall ist, der entlang der Bahn 25 unter einem Winkel ft bezüglich der V-Achse verläuft Der Kollimator 26 liefert auf diese Weise eine hohe räumliche Auflösung von Gammstrahlen, 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

360°-Umlauf des Detektors 10 sein würde.

Eine alternative Ausführungsform des Kollimators ist in F i g. 5 gezeichnet. Bei dieser Ausführungsform sind die Trennwände des Kollimators aus Streifen 30 und 31 gleichförmiger Dicke gebildet. Der Abstand zwischen den Streifen 31 in Richtung parallel zur Achse Y ist gr^5er als der Abstand zwischen den Trennwänden 30 in de.1 Ebenen senkrecht zur Achse Y, die von den Kreisen 32 und 33 definiert werden. Man sieht, daß die Kollimatorausführungsform von Fig.5 wiederum in ähnli- eher 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 IO gerichtet sind, und eine hohe Strahlungsemp- findlichkeit gegenüber Gammastrahlung, die innerhalb anderen Ebenen läuft, und zum Detektor 10 gerichtet ist. Eine Abwandlung des Kollimatorniifhaijs von F i g. 5 wäre ein Aufbau, bei dem die Bleistreifen 30 dicker als die Bleistreifen 31 sind.

Der Kreis 32 in F i g. 3 stellt zusätzlich dazu, daß er eine Bildschnittebene definiert, auch die Bewegungsbahn des Mittelpunkts des Szintillationskristalls des Detektors 10 dar, wenn dieser sich schrittweise um die kranial-kaudale Achse Y voranbewegt. Der Kreis 33 stellt in ähnlicher Weise die Umlaufbahn von Bewegungen eines Punkts auf der Szintillationskristallfläche, der gegenüber dem Mittelpunkt versetzt ist, dar. Der Kreis 33 definiert eine Bildschnittebene A parallel zur Ebene X. Wie zuvor angegeben, beträgt die Auflösung zwisehen 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 70 gezeigten Abbildungen keine Differenzierung hinsichtlich der V-Achsenposition dieses ra- dioaktiven Ereignisses. Daher ist keine Beeinträchtigung der erzeugten Abbildungen durch die Wirkung der verbesserten Empfindlichkeit zu beobachten, die der erfindungsgemäße Kollimator in V-Achsenrichtung liefert. Das bedeutet, die zur Lieferung einer verbesserten Empfindlichkeit aufgenommenen zusätzlichen Ereignisse haben ihren Ursprung vornehmlich innerhalb der Abtastschnittebene, obwohl sie vom Detektor 10 in der Richtung der Achse Yhiervon versetzt wahrgenommen werden.

Eine weitere Kollimator-Ausführungsform ist in F i g. 6 dargestellt. Bei dieser Ausführungsform sind gewellte Streifen 29' aus Blei mit einer Dicke von 0,0254 cm zwischen geraden Streifen 28' aus Bleifolie mit einer Dicke von ebenfalls 0,0254 cm gelegt Aus der Zeichnung ist jedoch erkennbar, daß sich die gewellten Streifen 29' in der Tiefe nicht so weit erstrecken wie die geraden Streifen 28'. An den Enden der Streifen 29' sind Stücke aus Abstandsmaterial, etwa Balsaholzblöcke 37 angeordnet Die Balsaholzblöcke 37 absorbieren Garnmastrahlung 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 F i g. 6 liegt angrenzend an den Szintillations- detektor 10.

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

Claims (6)

1 2 in einer Umlaufbahn um einen Patienten angeordnet Patentansprüche: und dabei auf den Patienten ausgerichtet ist, wobei die Umlaufbahn eine Ebene senkrecht zu der kranial-kau-

1. Szintillationskamera mit einem Szintillationska- dalen Achse des Patienten festgelegt, mit einem KoIIimera-Detektor, der zum Umlauf in einer Umlauf- 5 mator, der am Szintiallationskamera-Dßtektor angebahn um einen Patienten angeordnet and dabei auf bracht ist und zwischen dem Szintillatioiiskamera-Deden Pstienten ausgerichtet ist, wobei die Umlauf- tektor und dem Patienten liegt, mit einer Steuereinrichbahn eine Ebene senkrecht zu der kranial-kaudalen tung für den kontinuierlichen Umlauf des Szinti'!ations-Achse des Patienten festlegt, mit einem Kollimator, kamera-Detektors in seiner Umlaufbahn und zum Beder am Szintillationskamera-Detektor angebracht io ginnen und Beenden von Strahlungszählintervallen, ist und zwischen dem Szintillationskamera-Detektor wenn jeweils inkremental Bögen auf der Umlaufbahn und dem Patienten liegt, mit einer Steuereinrichtung zurückgelegt sind, mit einem Rechner, der die Strahfür den kontinuierlichen Umlauf des Szintillations- lungszählungen verarbeiten, die während jedes der Bökamera-Detektors in seiner Umlaufbahn und zum gen erfaßt und akkumuliert wurde, und der eine Reprä-Beginnen und Beenden von Strahlungszählinterval- 15 sentation der Verteilung von Radioaktivität in der von len, wenn jeweils inkrementale Bögen auf der Um- der Umlaufbahn bestimmten Ebene liefert, und mit eilaufbahn zurückgelegt sind, mit einem Rechner, der ner Sichtanzeigeeinrichtung zur Darstellung einer Abdie Strahlungszählungen verarbeitet, die während bildung dieser Repräsentation, wobei die Durchlaßkajedes der Bögen erfaßt und akkumuliert wurden, und näle des Kollimators von Trennwänden begrenzt sind, der eine Repräsentation der Verteilung von Radio- 20 die so ausgerichtet und dimensioniert sind, daß die aktivität in άζτ von der Umlaufbahn besiimmien Strahlungsabschirmung in einer Ebene unterschiedlich Ebene liefert, und mit einer Sichtanzeigeeinrichtung ist von der in anderen Ebenen.

zur Darstellung einer Abbildung dieser Repräsenta- Eine solche Szintillationskamera ist aus der DE-OS

tion, wobei die Durchlaßkanäle des Kollimators von 21 23 827 entnehmbar.

Trennwänden begrenzt sind, die so ausgerichtet und 25 Bei einer Szintillationskamera für transaxiale Tomodimensioniert sind, daß die Strahlungsabschirmung graphie-Abtastung läuft ein Szintillations-Detektor in in einer Ebene unterschiedlich ist von der in anderen einer Umlaufbahn um den Patienten, wobei die Umlauf-Ebenen, dadurch gekennzeichnet, daß die achse der kranial-kaudalen Achse des Patienten entTrennwände (28,29; 30,31; 28', 29') des Kollimators spricht Der Szitillationsdetektorkopf besitzt eine An-(26) so ausgerichtet sind, daß sich eine größere 30 Ordnung von Fotodetektoren, die überlappende Teile Strahlungsabschirmung von Gammastrahlung in- eines Szintillationskristalls sehen, welcher in der Form nerhalb von Ebenen (X, A) senkrecht zu der kranial- einer Scheibe ausgebildet ist Auf dem Kristall, der norkaudalen Achse (Y) und eine geringere Strahlungs- malerweise aus thallium-aktiviertem Natriumjodid beabschirmung von Gammasi'.ahlu^g in anderen Ebe- steht auftreffende Strahlung bewirkt daß Lichtblitze nen ergibt 35 ausgesendet werden, die von Fotovervielfacherröhren,

2. Szintillationskamera nach Anspruch !, dadurch die den Emissionsbereich sehen, wahrgenommen wergekennzeichnet daß der Kollimator (26) als Trenn- den. Die Fotovervielfacherröhren erzeugen elektrische wände parallele, parallel zu der kranial-kaudalen Signale, deren Größe der aufgenommenen Lichtinten-Achse (Y) ausgerichtete Streifen (28; 28') aus Blei sität proportional ist Diese Signale werden matrixartig mit einer Dicke von ungefähr 0,0254 cm aufweist, 40 miteinander verknüpft um Positionsinformationen zu zwischen denen gewellte Streifen (29; 29') aus Blei- gewinnen und dadurch den Ursprungsort der Szintillafolie etwa derselben Dicke angeordnet sind. tion in der Ebene des Kristalls zu lokalisieren. Wenn

3. Szintillationskamera nach Anspruch 2, dadurch zwischen die Strahlungsquelle und den Detektorkristall gekennzeichnet daß die gewellten Streifen (29; 29') ein Kollimator gebracht wird, dann entspricht die Lage im wesentlichen rechteckförmig gewellt sind. 45 der Szintillation dem Ursprungspunkt des Gamma-

4. Szintillationskamera nach Anspruch 1, dadurch Strahls, der die Szintillation hervorruft im Patienten, gekennzeichnet daß der Abstand zwischen parallel Dieser Ort wird dann in einer zweidimensionalen Mazur kranial-kaudalen Achse (Y) angeordneten trix dargestellt Diese kurze Beschreibung der Arbeits-Trennwänden (28; 30) kleiner ist als der Abstand weise einer Szintillationskamera reicht zur Erläuterung zwischen in Ebenen senkrecht zur kranial-kaudalen so der vorliegenden Erfindung aus. Die grundsätzlichen Achse^angeordnetenTrennwänden(18;31). Prinzipien sind ausführlich in der US-PS 30 II 057 er-

5. Szintillationskamera nach Anspruch 4, dadurch läutert.

gekennzeichnet, daß die Trennwände (28,18; 30,31) Bei einer transaxialen Tomographieabtastung wird

aus Bleistreifen gleichmäßiger Dicke bestehen. ein Strahlungsdetektor in einer Umlaufbahn um ein zu

6. Szintillationskamera nach Anspruch 1, dadurch 55 untersuchendes Objekt so bewegt daß er zu allen Zeitgekennzeichnet daß der Kollimator (26) stark strah- punkten dem Objekt gegenüberliegt oder es ansieht lungsabsorbierende, ebene Trennwände (28') paral- Normalerweise ist das Objekt ein menschlicher Patient, IeI zur kranial-kaudalen Achse (Y) und stark strah- und die Umlaufbahn, auf der sich der Strahlungsdeteklungsabsorbierende, gewellte Trennwände (29') zwi- tor bewegt ist eine Kreisbahn. Die Achse des Kreises, sehen den geraden Trennwänden (28') aufweist, und 60 um den der Detektor läuft, ist eine gedachte gerade daS die gewellten Trennwände (29') in Richtung der Linie, die durch die kranialen und kaudalen Bereiche des Durchlaßkanäle kürzer sind als die geraden Trenn- menschlichen Patienten geht und nachfolgend als die wände(28')(Fig.6). kranial-kaudale Achse bezeichnet wird. Wenn der

Strahlungsdetektor der Detektor einer Szintillationska-

65 mera und die Umlaufbewegung kreisförmig ist dann ist

die Bewegungsbahn des Mittelpunkts des Szintillations-

Die Erfindung betrifft eine Szintillationskamera mit kristalls ein Kreis mit einem Radius, der gleich dem einem Szintillationskamera-Detektor, der zum Umlauf Abstand des Szintillationskristalls von der kranial-kau-