DE3110516A1

DE3110516A1 - Verfahren, vorrichtung und teilchen zum nachweis von koronarstenotischen schaeden

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Publication number: DE3110516A1
Application number: DE19813110516
Authority: DE
Inventors: Robert F. Dr.med. Palo Alto Calif. Shaw
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1980-03-24
Filing date: 1981-03-18
Publication date: 1982-01-28
Also published as: IL62236A0; JPS579434A; FR2478826A1; GB2072839A; FR2493148A3

Description

Verfahren,Vorrichtung und Teilchen zum Nachweis von koronarstenotischen Schäden

Die Erfindung betrifft ein Verfahren, eine Vorrichtung und Teilchen zum Nachweis von koronärstenotischen Schäden durch ¥echselwirkung mit diesen Teilchen, die in das Blut eines Patienten eingegeben werden und innerhalb eines zu untersuchenden Blutgefäßes Signale erzeugen, welche von außerhalb des Körpers des Patienten durch eine in der Nähe des Körpers angeordnete Nachweiseinrichtung nachgewiesen werden, sowie zu diesem Nachweis verwendbare Teilchen.

Es sind eine derartige Vorrichtung und ein derartiges Verfahren bekannt, bei dem Paare entgegengerichtet voneinander abgestrahlter Signale außerhalb des Körpers eines Patienten nachgewiesen werden (US-PS 4 111 I9I).

Koronare Herzerkrankungen sind in den Vereinigten Staaten und in der westlichen ¥elt die häufigste Todesursache. Sie sind für beinahe zwei Drittel dar Todesfälle in derjenigen Lebensperiode (dreißig bis vierundsechzig Jahre) ursächlich, in der die Verantwortung gegenüber der Familie und der Ge-

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-.ν

Seilschaft am größten ist. Etwa ein Drittel der an einer koronaren Herzerkrankung sterbenden Personen sterben unmittelbar nach dem koronaren Verschluß; ein Drittel stirbt innerhalb einiger Stunden, und lediglich ein Drittel kommt in den Genuß einer Krankenhausbehandlung. Von allen den ersten Myokardinfarkt erleidenden Personen haben mehr als die Hälfte keinerlei Vorzeichen oder Symptome einer koronaren Herzerkrankung gezeigt.

In den letzten Jahren hat sich die überbrückungs-Operationstechnik mit Venentransplantation als eine sehr wirksame therapeutische Methode mit breiter Anwendbarkeit erwiesen. Da über 70 % sämtlicher Koronararterien-Stenosen in den ersten 4 cm des Koronararterien-"Baumes" auftreten, kann ein hoher Anteil aller koronaren Schädigungen chirurgisch überbrückt werden, und zwar mit einer geringen Mortalität und einem hohen Durchgangxgkeitsanteil.

Umfangreiche epidemiologische Untersuchungen haben diejenigen Paktoren aufgezeigt (erhöhter Cholesterin-Spiegel, Hochdruck, Fettleibigkeit und starkes Rauchen), die einen statistischen Zusammenhang mit einem häufigeren Auftreten von koronaren Herzerkrankungen aufweisen. Wenn aber einerseits ein Patient gut beraten ist, wenn er die hohen Risikofaktoren ausschaltet, indem er seine Lebensweise ändert, können andererseits die genannten Einflußgrößen bei einem bestimmten Patienten keinerlei Hinweise bezüglich des Vorhandenseins koronarstenotischer Schädigungen liefern, noch sind sie als Grundlage klinischer Entscheidungen bezüglich eines therapeutischen Vorgehens geeignet.

Es sind schon elektrokardiographische Belastungstests vorgeschlagen worden, um Personen auf signifikante Koronarschäden zu untersuchen. Bei einer umfangreichen Vorsorge-Untersuchungsreihe, bei der die Patienten wiederholt untersucht worden sind, hat sich allerdings herausgestellt, daß dieser Belastungstest zu wenig empfindlich ist (nur zu 30%),

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- λο-

um für eine Anwendung geeignet zu sein.

Zur Zeit liefert die Koronar-Arteriographie mehr nützliche Informationen über den Zustand der Koronararterien als irgend eine andere Methode. Bei einer umfangreichen Gemeinschaftsstudie sind allerdings 2 % starke Komplikationen aufgetreten, und die Mortalität hat 0,23 % betragen. Über diese Gefahren hinaus ist dieses Untersuchungsverfahren schmerzlich, teuer und zeitraubend. Aus diesen Gründen wird die Koronar-Angiographie bei symptomfreien Patienten nicht angewendet und ist für Vorsorgeuntersuchungen an großen Bevölkerungsgruppen nicht geeignet.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine die genannten Nachteile nicht aufweisende und auch für vorbeugende Untersuchungen geeignete Methode zum Nachweis von Schädi^· gungen der Herzkranzgefäße zu schaffen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die in dem Patentanspruch 1 gekennzeichnete Vorrichtung und durch das in dem Patentanspruch 17 gekennzeichnete Verfahren gelöst. Zum Durchführen dieses Verfahrens nach der Erfindung besonders geeignete Teilchen sind in dem Patentanspruch 30 gekennzeichnet. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den weiteren Patentansprüchen gekennzeichnet.

Erfindungsgemäß werden stenotische, arteriosklerotische Schädigungen der Koronararterien oder Herzkranzgefäße nachgewiesen, indem eine vorgegebene Anzahl von Gammastrahlen emittierender Teilchen in den Blutkreislauf eines Patienten eingespritzt und die durch codierte Öffnungen hindurch emittierten Gammastrahlen nachgewiesen und dadurch die Geschwindigkeit der Blutströmung in den Herzkranzgefäßen ermittelt wird.

Aufgrund des hohen Strömungswiderstandes des myokardialen Gefäßsystems und des beachtlichen Bereichs selbstregelnder

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Widerstandsänderungen, über den der koronare Blutkreislauf verfügt, sind Verengungen der Herzkranzgefäße um 80 % bis 90 % erforderlich, um die Volumenströmung des koronaren Blutkreislaufs merklich zu verringern. Diese Neigung der koronaren Blutströmung, auch bei Vorhandensein schwerer Stenosen normal zu bleiben, ist die Ursache dafür, daß anginale Symptome und diagnostisch aussagefähige Elektrokardiogramm-Kurvenverläufe nur spät oder überhaupt nicht auftreten. Sie erklärt auch, warum volumetrische Messungen der Blutströmung nur sehr magere Hinweise auf Koronarerkrankungen liefern.

Gerade diese Neigung des koronaren Blutkreislaufes, auch bei Vorhandensein schwerer Stenosen eine normale Volumenströmung aufrechtzuerhalten, liefert das unterscheidungskräftige Merkmal, daß die durch ein stenotisches oder verengtes Gefäßstück fließende Blutströmung eine höhere Geschwindigkeit aufweisen muß. Um den volumetrischen Blutstrom zeitlich konstant zu halten, muß sich die mittlere Strömungsgeschwindigkeit in einem stenotischen Arterienstück genau umgekehrt proportional zu der Änderung der Querschnittsflächen von einem normalen zu einem stenotischen Blutgefäß verändern. Je schwerer eine Koronarstenose wird, desto stärker muß die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes zunehmen.

Bei den im folgenden erläuterten Ausführungsbeispielen der Erfindung werden diskrete Gammastrahlen emittierende radioaktive Teilchen, die klein genug sind, um die Kapillaren passieren zu können, intravenös eingespritzt und verteilen sich dann in dem Blutkreislauf. Die in der Herzgegend erscheinenden Teilchen werden in drei räumlichen Richtungen geortet, und zwar z.B. durch codierte Lochblenden oder Lochschirme, die Gammastrahlen-Nachweisröhren zugeordnet sind und die strahlüngsdurchlässige und. strahlungsundurchlässige Bereiche aufweisen. Nachfolgend werden ein

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Lochblende-Kollimator, ein Parallelkanal-Kollimator sowie eine codierte Lochblende, die alle in der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet werden, beschrieben. Die Teilchenorte werden als Punktion der Zeit registriert und in denjenigen Fällen analysiert, in denen das Teilchen einer Bewegungsbahn folgt, aus der sich ergibt, daß es eine Koronararterxe passiert. Die Geschwxndxgkeit des durch die Arterie strömenden Blutes wird ermittelt, indem die Durchlaufzeit des Teilchens gemessen wird. Aus den gesammelten Daten vielfacher Teilchen-Durchläufe durch den koronaren Blutkreislauf wird eine Darstellung des Querschnitts der Innenweite der jeweiligen Koronararterxe erstellt.

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Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden anhand der Zeichnung erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine zeichnerische Darstellung eines menschlichen Herzens, aus der die Haupt-Herzkranzgefäße ersichtlich sind;

Fig. 2a eine Vorrichtung gemäß der Erfindung mit üblichen Detektoren und Kollimatoren mit parallelen Kanälen,mit der als Strahlungsquellen dienende Teilchen aus zwei verschiedenen Richtungen betrachtet werden, um sie dreidimensional orten zu können;

Fig. 2b eine erfindungsgemäße Vorrichtung mit üblichen Detektoren und fokusierenden Kollimatoren in einem Kamarasystem, bei dem die Vergrößerung von dem Abstand zwischen der Strahlungsquelle und der Kollimatorebene abhängt, in schematischer Darstellung;

Fig. 3 eine erfindungsgemäße Vorrichtung mit einem üblichen Detektor und mit einer codierten Lochmaske, die zufallsverteilte quadratische öffnungen aufweist, in schematischer Darstellung;

Fig. 4 eine erfindungsgemäße Vorrichtung mit einem üblichen Detektor und einer codierten Lochmaske mit einer ringförmigen Öffnung;

Fig. 5 ein die in den Vorrichtungen nach den Figuren 2, 3 und 4 durchzuführende Datenanalyse verdeutlichendes Ablaufdiagramm;

Fig. 6a zeichnerische Darstellungen der relativen Nach- und 6b weisfrequenz entlang einem koronaren Herzgefäß bzw. deren Zuordnung zu der Querschnitts-

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fläche der entsprechenden lichten Gefäßweite .

Aus Fig. 1 ist ersichtlich, daß es drei Haupt-Koronararterien oder -Herzkranzgefäße gibt. Diese drei Blutgefäße verzweigen sich in etwas unregelmäßiger Weise und bilden dabei im Durchschnitt zehn sekundäre Blutgefäße, wie in der Zeichnung angedeutet ist. Arteriosklerotische Schädigungen sind überlicherweise auf die epikardialen Teile der Koronargefäße beschränkt und sie reichen selten über die nächsten proximalen Teile der Sekundärgefäße hinaus. Die größte Häufigkeit arteriosklerotischer Schäden tritt in den ersten 2 oder 3 cm der linken, vorderen Kranzarterie auf, aber die Schäden sind ansonsten über die proximalen Bereiche der primären und sekundären Arterien zufällig verteilt. Siebzig Prozent sämtlicher arteriosklerotischer Koronarschäden werden innerhalb der ersten oder proximalen 4 cm der Haupt-Koronararterien festgestellt.

Die Durchschnittsgeschwindigkeit der Blutströmung durch . die epikardialen koronaren Blutgefäße liegt in der Grössenordnung von 30 cm/sek Eine 50 %ige Stenose wird im allgemeinen als signifikant angesehen. Um brauchbar zu sein, sollte ein Meßsystem in der Lage sein, zwischen gesunden und zu 50 % stenotisch geschädigten Blutgefäßen zu unterscheiden und weitere ins Gewicht fallende Abnahmen der Blutgefäßquerschnitte feststellen können.

Im folgenden sind die für verschieden starke Stenosen charakteristischen Blutgeschwindigkeiten aufgeführt:

Stärke der Stenose Durchschnittsgeschwindigkeit

0% 30 cm/sek

50% 60 cm/sek

60% . 75 cm/sek

70% 100 cm/sek

80% 150 cm/sek

90% 300 cm/sek

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Da die nominale koronare Ruhe-Strömungsgeschwindigkeit etwa 30 cm/sek beträgt, sollte im Idealfall das Meßsystem in der Lage sein, eine Strömungsgeschwindigkeit von 60-75 cm/sek von einer von 30 cm/sek zu unterscheiden, um signifakante Schädigungen festzustellen, und es sollte auch in der Lage sein, zwischen Geschwindigkeiten von 75, 100, 150 und 300 cm/sek zu unterscheiden, um jeweils Zunahmen von weiteren 10 % festzustellen.

Erfindungsgemäß werden mehrere diskrete sich bewegende, Gammastrahlen emittierende Quellen, die in dem Blut vorhanden sind, geortet. Durch die erfindungsgemäße Vorrichtung wird nicht nur die Stellung der Strahlungsquellen dreidimensional geortet, die Strahlungsquellen werden auch in sehr kurzen Zeitintervallen immer wieder geortet. Wie oft ein strahlendes Teilchen lokalisiert werden muß, ergibt sich aus den folgenden Überlegungen.

Wie bereits erwähnt, beträgt die nominelle Geschwindigkeit der Blutströmung durch die Herzkranzarterien bei einer ruhenden Person etwa 30 cm/sek Die Blutströmung durch ein geschädigtes Arterienstück, das 80 % stenotisch ist, weist eine um fünfmal größere Geschwindigkeit als der Grundwert auf (150 cm/sek).Um eine 1 cm lange Verengung von 90 % messen zu können, sollte ein sich durch den verengten Bereich hindurchbewegendes Teilchen zumindest einige Male geortet werden. Bei einer Geschwindigkeit von 300 cm/sek dauert es lediglich drei Millisekunden bis 1 cm Blutgefäß durchströmt ist.

Wie bereits erwähnt, weist das Herz drei Haupt-Koronararterien auf, die sich in etwa zehn Sekundärarterien verzweigen. Wenn es aus statischen Gründen erwünscht ist, in jedem der zehn Sekundärzweige drei Geschwindigkeitsmessungen durchzuführen, dann sind insgesamt 3 χ 10 = 30 Teilchen-Durchläufe durch das Koronarsystein statistisch erforderlich. Dies ergibt angenähert zehn Durchläufe durch jede der proximalen Koronararterien-Bereiche, in denen die meisten

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./■

atheromatösen Schädigungen vorkommen.

. Da die koronare Blutströmung lediglich etwa 5 % der das Herz verlassenden Blutströmung beträgt, hat ein gegebenes Teilchen nur eine Wahrscheinlichkeit von 0,05, bei einem einzelnen Herzdurchlauf in die koronare Blutströmung zu gelangen. Somit ergeben 20 Blutdurchläufe durch das Herz mal 30 Teilchendurchläufe durch das Koronarsystem, d.h. 600 Teilchendurchlaufe durch den Blutkreislauf, die vorstehend als zur Messung der koronaren Blutströmung als erforderlich festgestellte Redundanz. ■

Da die Umlaufzeit des Hauptblutkreislaufes eine Minute oder weniger beträgt, würde erst ein in dem Kreislauf 600 Minuten lang geortetes Teilchen die angegebene Redundanz liefern, und zwar nur dann, wenn seine Halbwertszeit ausreichend groß ist und wenn es über einen 10-Stunden-Zeitraum durch den Blutkreislauf strömt. Zweifellos sind zehn Stunden eine für eine diagnostische Messung ungeeignete Zeit. 40 über eine Zeitdauer von 15 Minuten strömende Teilchen sind dafür viel geeigneter und liefern ein Meßergebnis, das mit den 600. Teilchen-Durchläufen durch den Blutkreislauf vergleichbar ist.

Die für 600 Teilchen-Durchläufe durch den Blutkreislauf erforderliche Anzahl Teilchen wird durch die Möglichkeit beeinflußt, daß die Gammastrahlen emittierenden Teilchen durch die Kupfferzellen der Leber aus dem Blutkreislauf entfernt werden können. Die Neigung der Leber, Teilchen zu entfernen, hängt ab von deren Größe und Oberflächeneigenschaften, von dem durch Vorbehandlung und auf andere Art beeinflußten Zustand des retikulo-endothelialen Systems und von anderen Einflußgrößen.

Die Leberblutströmung beträgt etwa 25 % der Herζ-Ausgangsströmung im Ruhezustand. Ist die Vorbehandlung beschränkt wirkungsvoll, so werden die Teilchen durch die Leber mit

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einem Wirkungsgrad von etwa 50 % entfernt, so daß die Anzahl der strömenden Teilchen jede acht Minuten um den Faktor 2 verringert wird.

Beträgt die Halbwertszeit des verwendeten Isotopen mehr als etwa 15 Minuten, kann ein sinnvolles Verabreichungsprogramm damit beginnen, daß zuerst mit einer intravenösen Spritze 40 Partikeln und danach jede drei Minuten zehn weitere Partikeln eingegeben werden. Die Anzahl der im Kreislauf befindlichen Partikeln bleibt dann über die 15-Minuten-Untersuchung konstant, wobei insgesamt 87 Partikeln eingegeben werden.

Ist die Halbwertszeit des verwendeten Isotopen sehr kurz, z.B. 5 sek , so ist eine kontinuierliche intravenöse Eingabe von 40 strahlenden Partikeln pro Minute erforderlich, da die Partikeln lediglich bei ihrem ersten Herzdurchlauf brauchbar sind. (In einem 60-Sekunden-Intervall zwischen zwei Herzdurchläufen nimmt die Strahlungsaktivxtät jedes Teilchens um den Faktor 4000 ab.) In diesem Fall sind insgesamt 600 Teilchenstrahler einzugeben.

Die Komplexität der zu verarbeitenden Daten hängt in starkem Maße von der Anzahl Teilchen ab, die gleichzeitig in dem das Herz einschließenden Beobachtungsfeld geortet werden müssen. Aus diesem Grund ist auch die durchschnittliche Anzahl umlaufender Teilchen in den vorstehenden Beispielen auf etwa 40 beschränkt worden. Angenommen,ungefähr 5 % des gesamten Blutvolumens befinden sich im Herz und weitere 5 % in den Lungen und in der Brustwandung in der Umgebung des Herzens, so befinden sich im statistischen Durchschnitt vier strahlende Teilchen innerhalb des das Herz umschliessenden Beobachtungsfeldes.

ALLGEMEINE BETRIEBSWEISE

Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren ist die Position sämtlicher Strahler in der Nähe des Herzbereichs alle 1 bis 3

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Λ2>

Millisekunden zu bestimmen, und zwar mit einer räumlichen Genauigkeit von +1,5 mm.

über, mehrere Jahre ist der Anger'sehe Szintillationsdetektor verwendet worden, um die Verteilung von Gammastrahlen emittierender Isotope in dem Körper abzubilden (vgl. z.B. US-PS 3 011 057). Im Handel erhältliche Detektoren haben ein räumliches Auflösungsvermögen von +3 mm bis +5 mm beim Abbilden von Gammastrahlen mit 141 keV. (Die hier verwendete Schreibweise +3 mm bedeutet, daß die Linienstreufunktion bei einem halben Maximum eine Halbwertsbreite von 0,3mm hat.)

Herkömmliche Abbildungsverfahren verwenden einen Lochblende- oder Mehrfachkanal-Kollimator, der eine einfache Eins-Zu-Eins-Abbildung der Verteilung der Gammastrahlen emittierenden Isotopen auf die Szihtillationskamara oder den Szintillationsdetektor durchführt. Allerdings ergibt dieses Verfahren keine räumliche Information, die erhaltene Abbildung ist lediglich eine zweidimensionale Projektion der Teilchenverteilung auf die Ebene des Szintillationsdetektors. Um die Gammastrahlen emittierenden Quellen räumlich zu orten, ist es erforderlich, daß mindestens zwei Abbildungssysteme dieselben strahlenden Teilchen von zwei verschiedenen Stellen aus orten.

In dem aus Fig. 2a ersichtlichen Ausführungsbeispiel der Erfindung beobachten zwei getrennte Bildaufnahme- oder Detektorsysteme 5 und 7 den Herzbereich aus zwei verschiedenen Stellen. Diese Bildaufnahmesysteme 5 und 7 verwenden Lochblende-, divergierende, Parallelkanal- oder konvergierende Kollimatoren 9 und 11.

Wird bei dem Ausführungsbeispiel von Pig'. 2b ein Lochblende-Kollimator oder ein konvergierender (d.h. fokusierender) Mehrfachkanal-Kollimator 13, 15 verwendet, so hängt die Vergrößerung der Abbildung bezüglich des Objekts in be-

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kannter Weise von dem Abstand Objekt-Aufnahmeröhre ab. Indem ein Kollimator-Detektorsystem mit veränderlicher Vergrößerung vor und ein anderes ähnliches System hinter dem Herzbereich angeordnet wird, können der scheinbare Ort und die Geschwindigkeit der strahlenden Teilchen, wie sie von den beiden Detektorsystemen gesehen werden, registriert und dann analysiert werden, um sowohl die tatsächliche Geschwindigkeit des Teilchens als auch seine räumliche Position zu bestimmen.

Die geometrische Durchlässigkeit üblicherweise verwendeter Mehrkanal-Kollimatoren mit einer Genauigkeit von +5 mm bei 141 keV ist derart, daß für jedes mCi Strahlerintensität etwa 10.000 Gammastrahlen/sek das Szintillatorkristall erreichen. Von diesen werden etwa 8.000 in dem Patienten gestreut und die meisten können von dem durch den Detektor gebildeten Impulshöhendiskriminator ausgeschieden werden. Daraus ergibt sich, daß für jedes mCi Intensität der Strahlungsquelle etwa 2.000 nicht gestreute Gammastrahlen pro sek nachgeweisen werden und eine gleiche Anzahl gestreuter Gammastrahlen pro sek den Impulshöhendiskriminator passieren. Damit das Strahlerteilchen seine Position jede Millisekunde mit einer Genauigkeit von +5 mm signalisiert und in Form eines Punktes registriert wird, muß die Aktivität eines jeden strahlenden Teilchens etwa 500 /uCi betragen. Obwohl die Genauigkeit eines einzelnen Teilchennachweises die erforderlichen +1,5 mm nicht erreicht, läßt sich die Nachweisgenauigkeit erhöhen, indem die Stellungen vieler Punkte gemittelt werden. Im Falle einer 70 %igen Stenose z.B. bewegt sich das strahlende Teilchen 1 cm alle 10 ms, und es ist durchführbar, den Mittelwert der Stellungen von 10 Punkten zu bilden, um die gewünschte Ortungsgenauigkeit zu erreichen. Im Falle einer Stenose von 0 % sind bei jedem Zentimeter Weglänge 30 Striche verfügbar.

Bei einem anderen Ausführungsbeispiel weist ein Lochblende-Kollimator mit einer Auflösung von +5 mm bei 140 keV

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eine Durchlässigkeit von weniger als 50% der des Parallelkanal-Kollimators und macht eine entsprechend größere Radioaktivität der Strahlungsquelle erforderlich. Wie vorstehend erörtert worden ist, werden im Falle langlebiger Isotopen etwa 80 Teilchen benötigt, um jede Koronararterie so viele Male wie nötig aufzuzeichnen, was eine Gesamtaktivität von 40 mCi erfordert. Um die Strahlenbelastung der Leber innerhalb vernünftiger Grenzen zu halten, ist es vorteilhaft, vor der Untersuchung kolloidale Kohlenstoffteilchen einzugeben, um die Kupfferzellen der Leber zu besetzen und die Absorption von strahlenden Teilchen zu verhindern. Es ist außerdem vorteilhaft, kurzlebige Isotopen zu verwenden, wie sie etwa beim Zerfall langlebiger Isotopen entstehen.

Ein Beispiel ist das 4,9-Ir^191m, das lediglich 129-keV-

191 Gammastrahlen abgibt und bei dem Zerfall des 15-Tage-Os entsteht. Die Gammastrahlen-Energie ist dem Strahlungsdetektor und den Absorptionseigenschaften von Blei gut angepaßt, und die kurze Halbwertszeit ergibt eine sehr geringe Belastungsdosis für den Patienten. Bei einer üblichen Leberuntersuchung unter Verwendung von 6-Stunden-Tc ^m-Schwefel-Kolloid beträgt die Dosis für die Leber 3 rad bei einer Einspritzung mit 3 mCi. Werden 600 Teilchen mit jeweils 500 /uCi von 4,9-Sekunden-Ir ^m verwendet, so ist die entsprechende Dosis kleiner als 0,05 rad.

Ein wirkungsvolleres Verfahren zum Orten kleiner Anzahlen Gammastrahlen emittierender Teilchen besteht in der erfindungsgemäßen Verwendung codierter Lochblenden. Dies ermöglicht den Nachweis eines größeren Teils der durch die Strahlungsquelle emittierten Gammastrahlen und ergibt außerdem eine räumliche Ortsinformation. Ein Ausführungsbeispiel einer codierten Lochmaske ist aus Fig. 3 ersieht-, lieh, und zwar in Form eines eine zufällige Verteilung von quadratischen strahlungsdurchlässigen Fenstern oder öffnungen 23 aufweisenden Schirms 21. Es wird dabei angenommen,

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daß die von strahlenden Teilchen 25 emittierenden Gammastrahlen 27 durch den Schirm 2t aufgehalten werden, wenn sie nicht durch eine der Öffnungen 23 hindurchtreten.

Bei einem einfachen stationären strahlenden Teilchen 25 registriert ein herkömmlicher Gammastrahlen-Abbildungs-Detektor 29 lediglich ein Schattenmuster des Schirms 21. Dieses Schattenmuster hat mehrere nützliche Eigenschaften. Bei einem vorgegebenen Abstand zwischen dem Schirm 21 und dem Detektor 29 hängt die Größe des Musters allein von dem Abstand zwischen dem strahlenden Teilchen 25 und dem Schirm 21 ab, während die Lage des Musters lediglich von der Position des strahlenden Teilchens 25 in einer Ebene parallel zu dem Schirm 21 abhängt. Eine Methode, die räumliche Lage des strahlenden Teilchens 25 zu bestimmen, besteht darin, eine große Anzahl Versuchspositionen zu bestimmen (z.B. innerhalb eines regelmäßigen dreidimensionalen Volumens) und dann die Lage auszuwählen, die mit dem beobachteten Muster am besten übereinstimmt. Dies wird ausgeführt, indem tatsächlich Linien von der Versuchsposition zu dem innerhalb eines vorgegebenen Zeitintervalls auf dem Detektor 29 erscheinenden Nachweispunkt gezogen werden und der Anteil Q bestimmt wird, der durch die Öffnungen 23 des Schirmes 21 hindurchgeht. Der Raum mit der größten Leistungsziffer oder Gütezahl Q ist der wirkliche Ort des strahlenden Teilchens. (Die Genauigkeit dieses Verfahrens ist durch statistische Schwankungen beschränkt). Im Falle mehrerer strahlender Teilchen 25 weist der Faktor Q für jeden Teilchenort ein Maximum auf. Wenn die quadratischen öffnungen 23 in dem Schirm 21 einen Anteil F von dessen Gesamtoberfläche betragen und wenn die Gammastrahlen in dem Patienten nicht gestreut werden, dann ist Q₁ = F für weit von dem tatsächlichen Teilchenort entfernt liegende Meßpunkte und Q = 1 für an dem tatsächlichen Teilchenort liegende Meßpunkte. In der Nähe des tatsächlichen Teilchenorts schwankt Q zwischen den beiden Extremwerten.

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Durch die Compton-Streuung der Gammastrahlen wird das beobachtete Muster verschlechtert und der Wert Q verringert. Wird das menschliche Herz unter Verwendung von Gammastrahlen mit Energien im Bereich von 129 keV abgebildet, so läßt sich feststellen, daß von allen Gammastrahlen, die die Impulshöhenschwelle des Detektors passieren, ein Anteil S (der angenähert =0,5 ist) in dem Körper des Patienten gestreut worden ist (beachte, daß für jeden in der Aufnahmeröhre empfangenen Gammastrahl etwa 1,5 zurückgewiesen worden sind.)

Es sei eine Compton-Streuung gegeben von

Q = 1 -S(1 - F), während ein Anteil

Q. = F von der Streuung unbeeinflußt ist.

Die Anwesenheit von mehr als einem strahlenden Teilchen in dem Beobachtungsfeld verschlechtert weiter die Leistungsziffer, so daß Q = fi - S(1 - F) + (N- DFf/N an dem Ort eines strahlenden Teilchens und Q.. = F entfernt von allen Teilchenorten ist, wobei N die Anzahl der strahlenden Teilchen in dem Beobachtungsfeld ist.

Bei einer Streuungswahrscheinlichkeit von S =0,5 und für N = 4 strahlende Teilchen ergibt sich Q = (1 + 7F)/8 und Q₁ = F. Der Schirm- oder Blenden-Durchsichtigkeitsfaktor F (d.h. das Verhältnis der Fläche der quadratischen öffnungen 23 zu der gesamten Schirmfläche) wird so gewählt, daß die minimale Strahlungsaktivität nötig ist, um die vier strahlenden Teilchen genau nachzuweisen. Die Werte Q und Q₁ sind statistischen Schwankungen unterworfen. Eine typische Schwankung von Q₀ (genau genommen seine Standardabweichung) = (Q /4N)1/2, wobei N die Anzahl der pro strahlendem Teilchen nachgewiesenen Gammastrahlen ist. Wird die Forderung erhoben, daß sich Q und Q₁ um fünf Standardabweichungen von Q voneinander unterscheiden, dann gilt:

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Q₀ - Q₁ = 5 (Q_O/4N_D)^1/2 , oder

Dazu ist erforderlich, daß 1SL· = 50 (1 + 7F) (1 - F)"². Die Anzahl N nachgewiesener Photonen hängt von der durch die Strahlungsquelle emittierten Anzahl N₀, der geometrisehen Durchlässigkeit des Schirmes (etwa 0,15 F, wenn der Schirm sich über 2 Steradiant erstreckt) und der Wahrscheinlichkeit, die Impulshöhendiskrimination des Detektors (etwa 0,4) zu passieren, ab:

Ng = N_D (0,060 F)'¹

N₃ = 833 (1 + 7F) (1 - F)~² (F)"¹.

In der folgenden Tabelle ist die Abhängigkeit zwischen N„ und F dargestellt:

0.5 30,400 0.56 0.50

0.4 22,400 0.48 0.40

0.3 17,900 0.39 0.30

0.25 16,500 0.34 0.25

0.20 15,800 0.30 0.20

0.175 15,600 0.28 0.175

0.15 16,000 0.26 0.15

0.10 17,600 0.21 0.10

0.05 25,400 0.17 0.05

Innerhalb eines bevorzugten Bereiches von etwa F ="θ,3 bis etwa F =^0,1 führt die Wahl von F = 0,175 dazu, daß von jedem der strahlenden Teilchen 15.600 Gammastrahlen emittiert werden müssen. Um die Teilchen bei Verwendung von Zeitrahmen mit 3 ms zu orten, ist eine Aktivität erforderlich von 15.600 pro Rahmen χ 333 Rahmen/sek =

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5 χ 10 pro sek oder 140 /uCi pro strahlendem Teilchen. Der Gammastrahlen-Detektor würde dann innerhalb seines Impulshöhenbereichs 216.000 Gammastrahlen pro sek nachweisen. Dies läßt sich mit der vorhandenen Technologie erreichen.

Eine allgemeinere Analyse zeigt, daß der optimale Wert von F gegenüber der Anzahl N strahlender Teilchen nicht sehr empfindlich ist, und daß die Anzahl N₃ Quellstrahlungen mit N zunimmt.

bei 3 ms Rahmen pro strahlendes Teilchen er forderliche Aktivität

N	F (optimal) S	7,700
1	.218	10,400
2	.214	13,000
3	.193	15,600
4	.176	18,000
5	.164	20,400
6	.153	23,700
10	.126	F (optimal) =

70 /uCi

95 /uCi

120 /uCi

140 /uCi

160 /uCi

180 AiCi

210 vuCi

Aus Fig. 4 ist eine codierte Lochblende oder Schirm 31 mit einer einzigen ringförmigen Öffnung 33 ersichtlich. Eine einfache Punktquelle 35 projiziert ein kreisförmiges Muster 36 auf den abbildenden Detektor 37. Die Größe des Kreises hängt nur von dem Abstand der Punktquelle von dem Schirm 31, die Lage des Kreises lediglich von der Lage der Strahlungsquelle 35 in einer Ebene parallel zu dem Schirm 31 ab. Wenn der Durchmesser der Öffnung 33 in dem Schirm z.B. 5 cm und die Breite der Öffnung 0,5 cm beträgt, dann erzeugen vier in dem Herzbereich befindliche Teilchen vier sich überlappende aber wenig vermischende Kreise. Bei einem 10 cm unterhalb des Schirmes 31 befindlichen strahlenden

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Teilchen beträgt die geometrische Durchlässigkeit dieser öffnung g = 6,3 χ 10 . Die Anzahl N der von jedem Teilchen abgestrahlten Gammastrahlen und die Anzahl N der die Impulshöhenschwelle passierenden Gammastrahlen stehen zueinander in folgender Beziehung:

N_D = Ng (0,4) g = 2,5 χ 1θ"³ Ng

Bei einer Forderung von N_ß «= 60 nachgewiesenen Gammastrahlen (von denen die Hälfte gestreut wird) ergeben sich Ng = 24.000 Emissionen pro strahlendem Teilchen. Um die Teilchen mit Zeitrahmen von 3 ms orten zu können, ist eine Aktivität von 24.000 pro Rahmen χ 333 Rahmen/sek = 8,0 χ 10 pro sek oder 220 yuCi pro strahlendem Teilchen erforderlich.

DATENANALYSE

Das 'erfindungsgemäße Gerät kann betrieben werden, indem es über Tor- oder Steuerschaltungen mit dem Herzschlag des Patienten synchronisiert wird, so daß die Strahlungsquellen lediglich während der diastolischen Phase des Herzzyklus beobachtet werden, in der die Herzbewegung am geringsten und die Blutgeschwindigkeit in den Herzkranzarterien am größten und gleichmäßigsten ist. Die Diastole dauert üblicherweise 400 - 600 ms, und dies ist beträchtlich länger als die Durchlaufzeit (30 - 300 ms), die ein Teilchen benötigt, um eine Länge von 10 cm einer Koronararterie zu durchströmen.

Durch die vorstehend beschriebenen Kollimation-, Codier- und Nachweisvorgänge werden Listen oder Tabellen mit den räumlichen Koordinaten eines jeden strahlenden Teilchens zu verschiedenen Zeitpunkten erhalten. Die nachfolgende Tabelle verdeutlicht das Verhalten strahlender Teilchen in den Herzkammern und das davon unterschiedliche Ver-

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halten strahlender Teilchen, die sich durch die Koronararterien und in das myokardiale Kapillarenbett bewegen.

in den Herzkammern

in den Koronararterien

in dem myokardialen Kapillarenbett

Durchschnittsge- <^ schwindigkeit (cm/sek)

Verweildauer in dem / betrachteten Gebiet

Art der Bewegungs- zufällig bahn

30-300

sek ,03-,3 sek

<1

nein

5-10 cm Abwärtsbewegung in <Co,3 sek, danach Anhalten während etwa 2 sek

durchschnittliche Zahl anwesender Teilchen

mittlere Zeitdauer zwischen Durchgängen durch das betrachtete Gebiet

im wesentlichen stationär über 2 oder 3 aufeinanderfolgende Zyklen

(alle Zahlenwerte angenähert).

1,5 sek

nexn

2 sek

linear mit ge- im wesentlilegentlichen ümkehrungen

ja

0,01

sek

nein

chen stationär

nein

0,1

30 sek

Diese Unterschiede bilden die Grundlage, auf der die Daten analysiert werden, wie anhand von Fig. 5 beschrieben wird. Die Koordinaten und Zeiten der aufgetretenen und nachgewiesenen Gammastrahlen werden erstens auf Magnetband,
Platte o.ä.(41, 42)für die nachfolgende Verarbeitung gespeichert. Danach werden sämtliche strahlende Teilchen, die in dem myokardialen Kapillarenbett seit dem Beginn der Untersuchung aufgetreten sind, identifiziert (43). Jedes dieser Teilchen hat anfänglich einen Weg durch das koronare
Arteriensystem hindurch genommen. Wie aus der vorstehenden Tabelle ersichtlich ist, lassen sich strahlende Teilchen

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in dem myokardialen Kapillarenbett wegen ihrer sehr geringen Relativgeschwindigkeit gegenüber der Herzwand leicht unterscheiden.

Von den während eines UntersuchungsZeitraums auftretenden 900 Diastoleperioden werden nur etwa 30 ausgewählt, die dem -Auftreten eines strahlenden Teilchens in dem Myokard entsprechen (44). Durch diesen ersten Schritt werden 97 % der Diastole-Zeiträume ausgeschieden, die nicht weiter von Interesse sind.

Zweitens werden die (in Zeitrahmen von 3 ms angeordneten und in umgekehrter Reihenfolge abgespielten) Daten untersucht, die dem Auftreten des strahlenden Teilchens in dem Myokard vorangehen. Das Teilchen scheint sich von der Herzwand zu entfernen und schnell (30 - 300 cm/sek) und im allgemeinen aufwärts in Richtung auf die Aorta hin zu bewegen.

Danach wird ein räumliches Bild (oder zumindest zwei zueinander senkrecht verlaufende ebene Ansichten) sichtbar gemacht, die die räumliche Verteilung sämtlicher Teilchennachweise während der 3-Millisekunden-Rahmen ihrer schnellen Bewegung darstellen (46). Die Gestalt der Herzkranzgefäß-Verzweigungen kann bei einer derartigen Sichtbarmachung am besten erkannt werden, und die Nachweisfrequenz innerhalb solcher Zeitrahmen ist ein Maß für den Arterienquerschnitt. Die Bereiche entlang irgend einer Arterie, die eine niedrigere Nachweisfrequenz erkennen lassen, werden somit als erste Anwärter für Arterienverengungen und damit für weitere Untersuchungen identifiziert. Die niedrigere Nachweisfrequenz ist der schnellen Bewegung eines strahlenden Teilchens durch einen stenotischen Bereich zuzuschreiben. Die Nachweispunktdichte oder -frequenz entlang der Arterie ist dabei der Querschnittsfläche der Blutgefäß-Innenweite direkt proportional, wie aus den Darstellungen

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der Figuren 6a und b ersichtlich ist. Bei größeren Koro-.nararterien können die Daten von mehreren Durchläufen addiert werden, woraus sich eine Verteilung mit verminderten statistischen Schwankungen ergibt. Obwohl die hiermit zur Verfügung stehende Information höchstwahrscheinlich für die klinische Diagnose des Vorliegens, des Umfangs und der Lage von koronaren Herzerkrankungen ausreicht, können auch die nachfolgenden zusätzlichen Analysenschritte durchgeführt werden.

Drittens ergeben die in dem zweiten Schritt erhaltenen Verteilungen eine räumliche Information über Einzelheiten der Form des Koronararterien-"Baums". Diese Information kann in den Speicher einer Datenverarbeitungsanlage in Form einer Liste von miteinander verketteten geraden Linienstücken abgespeichert werden. Für jedes strahlende Teilchen wird der wahrscheinlichste Laufweg bestimmt. Damit kann die mittlere Geschwindigkeit eines strahlenden Teilchens entlang eines beliebigen Lienienstücks bestimmt werden, indem der Mittelwert von
^Xi " ^Xi-1

^Ti - ^Ti-1

berechnet wird, wobei X. die (auf ein Linienstück projezierte) Position des strahlenden Teilchens zum Zeitpunkt T. ist. Diese Mittelwertbildungen sind aufgrund der begrenzten Genauigkeit der Koordinaten der einzelnen Punkte erforderlich.

DIE TEILCHENSTRAHLER

Obwohl hier auf das Ir mit einer Halbwertszeit von 4,9 sek Bezug genommen ist, können für das erfindungsgemäße Verfahren auch andere ähnliche strahlende Teilchen, wie z.B. das Tc verwendet werden. Mehrere weitere nützliche strahlende Teilchen und deren Eigenschaften sind in der folgenden Tabelle aufgelistet:

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S;- ⁵'⁷* ·⁵'^{1 d} 15 d 4Oh 67 d zeit

Tochter- _Nb90m _W183m _Ir ¹91™ Au^195m Tc^99m

eSs ^{24 s 5}'^{3 s 4}'^{9 s 31 s 6}'° ^h zeit

122 106,160 129 261 144

^(keV) , Λ r -)

/stabil) stabil/ ,. 15 h Nb⁹⁰ (w¹⁸³ j [ir¹⁹¹ J 183 d ^AU Tc"

Es existieren andere Zerfallsreihen, die viel höhere Gamma-

/Γ Q

Strahlen-Energien aufweisen, wie ζ.B. das 68-min-Ga (511 keV Gammastrahlen) aus dem 275-Tage-Ge . Diese Strahlungsquellen weisen aber die grundsätzliche Schwierigkeit auf, eine für solch eine durchdringende Strahlung geeignete codierte Lochplatte schaffen zu müssen. Aus diesem Grund haben sich die vorstehenden Erläuterungen auf Gammastrahler in dem Energiebereich zwischen 100 und 300 keV beschränkt.

Die in dem Blutkreislauf umlaufenden Teilchen sollten nicht größer als 6-8 /um sein, damit sie die Kapillaren gut passieren können,und jedes Teilchen sollte eine spezifische Aktivität von etwa 100 - 200 /uCi aufweisen. Die Teilchen können z.B. aus kleinen Kristallen eines unlöslichen Salzes bestehen, das das gewünschte gairanastrahlende Isotop enthält, oder aus kleinen Teilchen eines stark absorbierenden Materials (wie etwa ein Molekularsieb), auf denen die gammastrahlenden Isotopen abgelagert worden sind.

Die kleinen Kristalle nicht löslicher Salze haben den Vorteil einer sehr hohen spezifischen Aktivität, sie müssen aber vor der Eingabe in den Blutkreislauf nach der Teilchengröße gesichtet oder gesiebt werden. Ein absorbierender

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·3ο·

Träger hat den Vorteil, daß sämtliche strahlenden Teilchen eine gleichmäßige Größe und gleichmäßige Aktivität aufweisen, aber ihre spezifische Aktivität ist niedriger. Bei kurzlebigen Isotopen stellt das allerdings ein ernsthaftes Problem dar. Überlicherweise ist für 100.000 stabile Atome lediglich ein Atom eines 5-sek-Isotops erforderlich, um eine 6-Mikrometer-Kugel mit einer Aktivität von 100 /uCi zu dotieren.

DER DETEKTOR

Das erfxndungsgemaße Nachweissystem schließt ein: Einen oder mehrere herkömmliche Gammastrahlen-Detektoren, die die Koordinaten von auf der Detektorebene auftreffenden Gammastrahlen bestimmen können, und eine oder mehrere codierte Lochplatten, die als Lochblende-Kollimator, Mehrfachkanal-Kollimator (mit parallelen, konvergierenden oder divergierenden Kanälen) oder als Platte, wie sie in den Figuren 3 oder 4 dargestellt ist, ausgeführt sind, d.h. mit einer oder mehreren für die Gammastrahlen im wesentlichen undurchlässigen Zonen und mit einer oder mehreren für die Gammastrahlen o.a. im wesentlichen durchlässigen Zonen. Eine codierte Lochplatte 21, 31 ist.zwischen dem zu untersuchenden Volumen, in dem die strahlenden Teilchen enthalten sind, und einem Detektor 29, 37 angeordnet und sie dient zum üblichen Abbilden der Orte der strahlenden Teilchen auf den Detektor. Der Detektor kann eine herkömmliche, im Handel erhältliche Anger-Szintillation-Aufnahmeröhre mit einem einzelnen Szintillations-Kristall sein, der durch mehrere Photoelektronenvervielfacher mit entsprechender Schaltung überwacht wird, um die Mitte der Lichtintensität zu bestimmen, oder er kann aus einer Vielzahl von Szintillations-Kristallen bestehen, die von einer Vielzahl von Photoelektronenvervielfacher überwacht werden, wie sie im Handel, z.B. von der Firma Baird Atomic, Inc., erhältlich sind.

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Das erfindungsgemäße Gerät kann auch andere Detektoren mit verbesserter räumlicher Genauigkeit verwenden, wie z.B. eine Germanium-Bildaufnahmeröhre mit einem Mosaik von Germaniumkristallen, die durch Ladungsverstärker ausgelesen werden, oder mit Druckgas oder Flüssigkeit gefüllte Drahtkammern, in denen die Gammastrahlen in dem Druckgas oder der Flüssigkeit in Wechselwirkung treten, wobei das an den Drähten sich ergebende elektrische Signal verstärkt und ausgelesen wird.

Mit dem erfindungsgemäßen Gerät und Verfahren werden somit stenotische Bereiche in Koronararterien nachgewiesen, indem Gammastrahlen emittierende Teilchen von außerhalb des Körpers des Patienten aus geortet werden. Mit Gammastrahlen-Detektoren zusammenwirkende codierte Lochplatten ermöglichen es, die Koordinaten nachgewiesener Gammastrahlen in einer für die Datenreduktion und -analyse geeigneten Form zu erzeugen. Indem die Koordinatendaten innerhalb aufeinanderfolgender Zeitintervalle ausgewählt werden, wobei sie für den Laufweg eines Teilchens durch eine Koronararterie eines Patienten kennzeichnend sind, ist es möglich, die Querschnitte der Arterie entlang ihres Verlaufs zu bestimmen. In den Bereichen des Arterienverlaufs, in denen die Frequenz des Teilchennachweises pro Zeitintervall gering ist, ist die Geschwindigkeit des durchströmenden Blutes und der strahlenden Teilchen groß, und eine Blutströmung mit höherer Geschwindigkeit für eine Stenose in dem betreffenden Gebiet kennzeichnend♦

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Claims

Anmelder: Dr. med. Robert F. SHAW, 1560 Willow Road, Palo Alto, California 94 304, U.S.A.

Patentansprüche

/Iy Vorrichtung zum Nachweis von koronarstenotischen Schäden durch Wechselwirkung mit mehreren Teilchen (25) , die in das Blut eines Patienten eingegeben werden und innerhalb eines zu untersuchenden Blutgefäßes Signale erzeugen, welche von außerhalb des Körpers des Patienten durch eine in der Nähe des Körpers angeordnete Nachweiseinrichtung (29, 37) nachgewiesen werden, dadurch gekennzeichnet, daß sie mit einer Signalauswahleinrichtung (21, 31) versehen ist, die im Abstand voneinander angeordnete Bereiche (23, 33) mit unterschiedlicher relativer Durchlässigkeit für die Signale, welche von einem innerhalb des Körpers des Patienten befindlichen Teilchen stammen, aufweist; daß durch die Nachweiseinrichtung (29, 37) von einer Anzahl Teilchen jeweils aus verschiedenen Orten zu verschiedenen Zeitpunkten abgegebene Signale durch die Bereiche (21, 31) hindurch empfangen werden, während die einzelnen Teilchen jeweils durch ein zu untersuchendes Blutgefäß hindurchwandern; daß an die Nachweiseinrichtung (29, 37) eine Schaltungsanordnung

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angeschlossen ist, durch die für die aufeinanderfolgenden Orte während der aufeinanderfolgenden Zeitpunkte beim Durchlauf eines jeden Teilchens durch das Blutgefäß Aus- ; gangssignale erzeugt werden, und daß durch eine diese Ausgangssignale empfangende Auswerteschaltung die rela- ' tiven inneren Querschnittsflächen des zu untersuchenden Blutgefäßes an aufeinanderfolgenden Stellen angezeigt werden.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die Signalauswahleinrichtung (21, 31) zwischen der Nachweiseinrichtung (29, 37) und dem Körper des Patienten angeordnet ist, so daß durch sie von einem Teilchen innerhalb des Körpers stammende Signale abgefangen werden können.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet , daß die Signalauswahleinrichtung (21, 31) einen Bereich mit relativ geringer Durchlässigkeit für die Signale und mindestens eine darin enthaltene Öffnung (23, 33) mit relativ großer Durchlässigkeit für die Signale aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet , daß das Flächenverhältnis des Bereichs relativ großer Signal-Durchlässigkeit zu dem Bereich relativ geringer Signal-Durchlässigkeit zwischen etwa 0,11 und 0,45 liegt.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß durch die Nachweiseinrichtung (29, 37) ein elektrisches Signal erzeugt wird, das die Stelle anzeigt, an der auf ihr ein Signal durch die Signalauswahleinrichtung hindurch empfangen wird.

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6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß durch die Nachweiseinrichtung (29, 37) in Abhängigkeit von einem von einem innerhalb des Körpers des Patienten vorhandenen Teilchen empfangenen Signal ein elektrisches Signal erzeugt wird, das für die Koordinaten des Ortes kennzeichnend ist, an dem ein Signal aus dem Körper des Patienten auf einer durch die Öffnung (23, 33) hindurchgehenden Bahn empfangen wird.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß die Signalauswahleinrichtung (31) eine im wesentlichen kreisringförmige Öffnung (33) mit relativ großer Durchlässigkeit für die Signale aufweist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß die Signalauswahleinrichtung (21) mehrere Öffnungen (23) aufweist, die entlang zweier zueinander orthogonaler Achsen im Abstand voneinander angeordnet sind.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet , daß durch die Nachweiseinrichtung (29, 37) die elektrischen Signale in Abhängigkeit von dem Empfang von Gammastrahlung erzeugt werden.

10. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung durch von der zu untersuchenden Person empfangene Herzsignale derartig gesteuert wird, daß nur Signale ausgewertet werden, die während eines vorgegebenen Teils des Herzzyklus der Person entlang einer durch eine der Öffnungen (23, 33) hindurchgehenden Flugbahn durch die Nachweiseinrichtung empfangen werden.

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11. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung einen mit der Nachweiseinrichtung (29, 37) verbundenen Taktgeber aufweist, so daß die räumlichen Koordinaten aufeinanderfolgender Orte eines jeden Teilchens (25), das sich innerhalb des zu untersuchenden Blutgefäßes befindet und von dem die Nachweiseinrichtung Strahlen empfängt, kennzeichnende Ausgangssignale während eines durch den Zeitgeber bestimmten Intervalls erzeugt werden.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung ein Anzeigegerät aufweist, auf dem in Abhängigkeit von den AusgangsSignalen die aufeinanderfolgenden Orte als Zeitfunktion der Strahlungsnachweise angezeigt werden, so daß aufgrund der aufeinanderfolgenden Positionen der nachgewiesenen Teilchen (25) der Verlauf des zu untersuchenden Blutgefäßes dargestellt wird.

13. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung eine auf die Ausgangssignale ansprechende Datenverarbeitungseinrichtung aufweist, durch die die Häufigkeit der längs einer Raumkoordinate, die für die fortlaufenden Teilstrecken des zu untersuchenden Blutgefäßes kennzeichnend ist, auftretenden Ausgangssignale ermittelt wird.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet , daß die Datenverarbeitungseinrichtung auf die Ausgangssignale anspricht, die für auf im wesentlichen geradlinigen Flugbahnen durch die Signalauswahleinrichtung (21, 31) hindurchtretende nachgewiesene Strahlen kennzeichnend sind, so daß die Lage des Ortes der Signalquelle (25) im wesentlichen als der Konvergenzbereich der geradlinigen Flugbahnen identifiziert wird.

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-ι 5 —

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung ein auf die Ausgangssignale der Signalauswahleinrichtung (21, 31) ansprechendes Anzeigegerät aufweist, durch das die aufeinanderfolgenden Orte als eine Zeitfunktion der Konvergenzbereiche dargestellt werden, so daß die relativen inneren Querschnittsflächen des zu untersuchenden Blutgefäßes an aufeinanderfolgenden Stellen entlang des Verlaufs des Blutgefäßes angezeigt werden.

16. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet , daß die Schaltungsanordnung eine auf die während eines jeden Zeitintervalls aufeinanderfolgenden Orte der je einem Teilchen (25) entsprechenden Konvergenzbereiche ansprechende Datenverarbeitungseinrichtung aufweist, durch die die relativen Querschnittsflächen an verschiedenen Stellen entlang eines zu untersuchenden Blutgefäßes ermittelt und dadurch das Vorhandensein, die Schwere und die Lage stenotischer oder erweiterter Bereiche des Blutgefäßes festgestellt werden.

17 in dem Körper einer Person, dadurch gekennzeichnet , daß in das Blut der mehrere einzelne Strahlungsquellen eingegebeüfwerden, die ' innerhalb eines zu untersuchenden Blutge-faßes eine die Körperwandungen der Person durchdringende Strahlung erzeugen; daß die aus dem Körperteils tretende Strahlung in einer Anordnung von mustera<rrig verteilten Bereichen unterschiedlicher Strahljangsdurchlässigkeit selektiv ausgeblendet wird; daß^die selektiv ausgeblendete Strahlung nachgewiesen ικία damit die zeitlich aufeinanderfolgenden Positioneja^der einzelnen Strahlungsquellen ermittelt

und daß daraus der Verlauf des zu untersuchen

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aewählen, für das die relative Häufigkeit der Strahlungs-, ereignisse analysiert wird, die auf den durch die im Abstand voneinander angeordneten Gebieten hindurchgehenden geradlinigen Flugbahnen nachgewiesen werden.

27. Verfahren nach Anspruch 26, dadurch kennzeichnet , daß für die Anal^e die Strahlungsnachweise einer Strahlungsquelle/ausgewählt werden, die als durch ein zu untersuchendes Blutgefäß hindurchströmend und anschließend in e/iner im wesentlichen ortsfesten Position verbleibend sichtbar gemacht wird, die dem Aufenthalt der Strahlungsquelle in Kapillargefäßen entspricht.

28. Verfahren nach Anspruch 17, /d adurch gekennzeichnet , /daß auch in jedem Zeitintervall Signale nachgewiesen werefen, die in einem Gebiet entlang des zu untersuchenden Blutgefäßes konvergierenden Flugbahnen entsprechen, ήτα eine Anzeige des Teilchenortes während des jeweiligen Zeitintervalls zu erhalten.

Verfahren nach/Anspruch 17, dadurch ge- . kennzeichnet , daß die elektrokardiographischen Signale derzu untersuchenden Person nachgewiesen werden, um daraua die Diastole des Herzzyklus zu ermitteln; daß die aus dem Körper der Person austretende Strahlung lediglich während des Diastolezeitraums nachgewiesen wird, um/daraus die räumlichen Koordinaten aufeinanderfolgender jrte der Strahlungsquelle zu ermitteln, und daß hieraus der Verlauf des zu untersuchenden Blutgefäßes in dem Kör-

Zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 7 bis -39" geeignete Teilchen, die in den Körper einer Per son eingegeben werden können und mit einem außerhalb der

_Dö

Eingabe

γ, f.

Person angeordneten Strahlungsnachweisgerät zusammenwirken, dadurch gekennzeichnet daß die Teilchen Gammastrahlung mit einem nicht über 300 keV liegenden Energieniveau abstrahlen.

47

M^ Teilchen nach Anspruch β&Ί dadurch gekennzeichnet, daß sie das Element Ir ^m enthalten.

geändert