DE69723894T2

DE69723894T2 - Vorrichtung zur Messung von Strahlungen mit einem Katheter

Info

Publication number: DE69723894T2
Application number: DE69723894T
Authority: DE
Inventors: James E. Miami Leone; Stephan M. Miami Rowland
Original assignee: Cordis Corp
Current assignee: Cordis Corp
Priority date: 1996-02-12
Filing date: 1997-02-11
Publication date: 2004-07-08
Anticipated expiration: 2017-02-12
Also published as: CA2196825A1; US5811814A; CA2196825C; EP0788766A1; EP0788766B1; DE69723894D1

Description

Technisches Fachgebiet
Diese Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Messung des Strahlungsniveaus in einem interessierendem Bereich im Körper einer Person, und insbesondere eine Strahlungsmeßvorrichtung, welche einen mit Faseroptik ausgerüsteten Katheter mit strahlungsempfindlichen Szintillationsmaterial am distalen Teil des Katheters aufweist, wobei der distale Teil des Katheters geeignet ist, in ein Blutgefaß im interessierenden Bereich eingeführt und durch dieses manövriert zu werden.
Hintergrund des Fachgebietes
„Markierte Arzneimittel" werden in der Nuklearmedizin verbreitet angewandt, um infizierte oder geschädigte Teile von Blutgefäßen sowie innerer Organe, wie Leber oder Nieren, zu lokalisieren. Ein markiertes Arzneimittel weist radioaktive Moleküle auf, die an Trägermoleküle angefügt sind. Die radioaktiven Isotope in markierten Arzneimitteln haben im allgemeinen eine kurze Halbwertszeit (typischerweise 6 Stunden), und sie emittieren Gammastrahlen geringer Energie oder Betastrahlen. Wenn ein markiertes Arzneimittel in ein Blutgefäß injiziert wird, legt sich das Trägermolekül selbst an Zellen im Blutstrom an. Die Trägermoleküle bestimmter markierter Arzneimittel legen sich an rote Blutkörperchen an, während andere markierte Arzneimittel Trägermoleküle haben, die sich an weiße Blutkörperchen anlegen.
In Abhängigkeit vom zu diagnostizierendem medizinischen Zustand wird das markierte Arzneimittel gewählt, das sich an die roten oder an die weißen Blutkörperchen anlegt. Wenn beispielsweise die Diagnose die Lokalisierung eines infizierten Teiles eines Blutgefäßes umfaßt, wird ein markiertes Arzneimittel gewählt, das sich an weiße Blutkörperchen anlegt, welche sich an der Infektionsstelle festsetzen, um die Infektion zu bekämpfen. Daher wird am infizierten Teil des Blutgefäßes eine größere Konzentration der markierten weißen Blutkörperchen festgestellt. Dies führt zu einem höheren Niveau der Gamma- und Betastrahlung an der Infektionsstelle. Auf diese Weise kann die Infektionsstelle mit einer geeigneten Strahlungsmeßvorrichtung punktgenau festgestellt werden.
Eine beispielhafte Anwendung eines markierten Arzneimittels, das sich an rote Blutkörperchen anlegt, besteht in der Lokalisierung der Position eines Aneurisma in der Wand des Blutgefäßes. Ein Aneurisma ist eine Schwächung eines Teiles der Wand des Blutgefäßes. Im Aneurismenbereich kann die Wand ein kleines Loch aufweisen, das es dem Blut ermöglicht, aus dem Gefäß auszutreten oder die Wand kann derart gedehnt und damit dünner gemacht werden, daß die Blutzellen durch die Wand hindurchsickern.
Wenn die markierten roten Blutkörperchen im Blutstrom mitfließen, dann werden im Aneurismenbereich einige der markierten Zellen aus dem Blutgefäß heraussickern bzw. austreten und sich außerhalb der Gefäßwand ansammeln. Infolge der Ansammlung radioaktiver Isotope außerhalb dem geschwächten Teil der Blutgefäßwand wird an der Stelle des Aneurisma ein höheres Niveau an Gamma- und Betastrahlung festgestellt werden.
Markierte Arzneimittel können auch angewandt werden, um die Position eines verletzten oder erkrankten inneren Organs zu positionieren. Ein geeignetes markiertes Arzneimittel wird „stromaufwärts" von dem Organ injiziert und, wie oben beschrieben, wird an der Stelle der Erkrankung oder Verletzung eine höhere Konzentration markierter Blutzellen festgestellt.
Herkömmlicherweise wird der Pegel der von den markierten Arzneimitteln ausgesandten Strahlung durch einen Arzt oder einen Nuklearmedizintechniker unter Anwendung einer Fluoroskopie-Vorrichtung, typischerweise einer Gamma-Kamera, sichtbar gemacht. Wie ihr Name verrät, stellt die Gamma-Kamera Gamma-Strahlung fest und liefert eine visuelle „Landkarte" des Niveaus der Strahlung, welche von dem beobachteten Bereich der Körpers auf den Bildschirm ausgesandt wird. Die Gamma-Kamera ist außerhalb des Körpers positioniert und einen großen Szintillationskristall oder eine Vielzahl kleinerer Szintillationskristalle auf. Wenn ein mit der Gamma-Strahlung oder mit der Beta-Strahlung verbundenes Photon einfällt und vom Szintillationskristall absorbiert wird, szintilliert dieser Kristall und sendet an der Stelle des Einfalles einen Lichtimpuls aus.
Die Gamma-Kamera weist auch eine oder mehrere Photodetektorröhre(n), die zugehörige Schaltung sowie einen Bildschirm auf, wobei letzterer die vom Szintillationskristall ausgesandten Lichtimpulse in eine „Landkarte" des Strahlungniveaus des Körperbereiches in der Nähe der Gamma-Kamera umwandelt. Das auf dem Bildschirm dargestellte Bild zeigt das Strahlungsniveau über die gesamte überwachte Fläche. Je dunkler ein Bereich auf dem Bildschirm ist, um so höher ist das Niveau der gemessenen Strahlung. Die dunkelsten Be reiche auf dem Bildschirm zeigen ein hohes Strahlungsniveau an und werden gewöhnlich als „Überhitzungspunkte" bezeichnet. Ein Überhitzungspunkt zeigt eine Konzentration markierter Blutzellen an und befindet sich am Ort des erkrankten oder verletzten Blutgefäßes.
Wenn die Gamma-Kamera in Kombination mit den markierten Arzneimitteln angewandt wird, hat sie sich als nützliches medizinisches Diagnoseverfahren erwiesen. Ihre Eignung zum präzisen Lokalisieren der Position verletzter oder erkrankter Bereiche eines Blutgefäßes oder eines inneren Organs wird dadurch in Frage gestellt, daß sich die Gamma-Kamera außerhalb des Körpers der Person befindet und sich daraus ein beträchtlicher Abstand von der Strahlungsquelle im Körper ergibt. Aus Gründen des Gesundheitsschutzes müssen die Menge und die Intensität der in einer Dosis eines markierten Arzneimittels eingebauten radioaktiven Isotope minimiert werden, um schädliche Wirkungen der Strahlung auf den Patienten zu vermeiden. Die von den Isotopen der markierten Arzneimittel ausgesandte Strahlung ist relativ schwach (normalerweise in der Größenordnung von Hunderten Kilo-Elektronenvolt (keV)).
Wenn alle anderen Parameter gleich sind, dann ist die Messung der Strahlung um so genauer, je näher die Strahlungsquelle an der Meßvorrichtung liegt. Die Intensität der von einer Strahlungsquelle ausgesandten Strahlung (das „Signal") nimmt proportional mit dem Quadrat der Entfernung von der Strahlungsquelle ab. Daher ist das „Signal" um so stärker, je dichter die Strahlungsquelle und die Strahlungsmeßvorrichtung zusammenliegen und um so genauer kann die Strahlungsquelle ausgemacht werden. Mit einer Gamma-Kamera außerhalb des Körpers reicht die von Isotopen erzeugte relativ schwache Strahlung oft nicht aus, um es dem Arzt oder Nuklearmedizintechniker zu ermöglichen, den Problembereich genau zu lokalisieren.
Die Veröffentlichung US-A-4.595.014 beschreibt eine Vorrichtung mit einer miniaturisierten, in den Körper eine Patienten, beispielsweise in die Speiseröhre, einführbaren Sonde mit einem Hohlraum, welcher einen Faseroptik-Lichtleiter aufnimmt. Dieser Lichtleiter ist an seinem distalen Ende optisch mit einem Szintillationsmaterial gekoppelt, und an seinem anderen Ende befindet sich eine Strahlungsmeß-Baugruppe. Das Szintillationsmaterial hat einen proximale und eine distalen Endfläche. Ein erstes Strahlungs-Blockierungselement befindet sich in der Nähe der proximalen Endfläche, und ein zweites Strahlungs-Blockierungselement befindet sich in der Nähe der distalen Endfläche.
Durch die vorliegende Erfindung wird die Strahlungsmeßvorrichtung wirkungsvoll zur Strahlungsquelle hin bewegt, wodurch eine genaue und effiziente Messung des Strahlungsniveaus sowie eine präzise Bestimmung des verletzten oder erkrankten Blutgefäßes bzw. inneren Organs ermöglicht wird.
Entsprechend der vorliegenden Erfindung ist eine Strahlungserfassungvorrichtung nach dem angefügten Anspruch 1 vorgesehen.
Die Vorrichtung nach der vorliegenden Erfindung ist zur genauen Strahlungsmessung eines interessierenden Bereiches im Inneren eines Körpers geeignet.
Wenn eine mit Alpha-, Beta-, Gamma- oder Röntgen-Strahlung verbundenes Photon auf dem Szintillationsmaterial einfällt und von diesem absorbiert wird, luminesziert das Szintillationsmaterial und sendet einen Impuls elektromagnetischer Strahlung im sichtbaren Spektralbereich, d. h. einen Lichtimpuls, aus. Der Faseroptik-Lichtleiter wird im Hohlraum des Katheters ebenfalls in der Nähe der Szintillationsmaterials angeordnet. Ein Brechungsindex-Anpassungsmaterial kann das Szintillationsmaterial mit dem distalen Ende des Faseroptik-Lichtleiters optisch koppeln. Die erzeugten Lichtimpulse werden von dem Faseroptik-Lichtleiter empfangen in diesen entlang geleitet.
Bei einer Ausführungsform ist derjenige Teil des Faseroptik-Lichtleiters, der sich aus dem proximalen Ende des Katheters heraus erstreckt, mit einer Photovervielfacherröhre gekoppelt. Die erzeugten Lichtimpulse, welche den Faseroptik-Lichtleiter durchlaufen, werden von der Photovervielfacherröhre empfangen und in elektrische Signale umgewandelt. Die Signale werden einem Signalanalyse-Prozessor zugeführt, welcher die Photomultiplier-Signale in einen relativen Strahlungsmeßwert umwandelt. Der Signalanalyse-Prozessor ist seinerseits mit einem Ausgabe-Display verbunden, welches es einem Arzt oder einem Nuklearmedizin-Techniker ermöglicht, das Strahlungsniveau am distalen Ende des Katheters ständig zu überwachen, wenn dieser zum interessierenden Bereich und durch diesen hindurch vorgeschoben wird.
Das Szintillationsmaterial hat vorzugsweise eine zylindrische Form, um sich eng an den zylindrischen Hohlraum des Katheters anzupassen. Um die Vorrichtung richtungsempfindlich zu machen, ist im Katheterhohlraum an der distalen und an der proximalen Endfläche des Szintillationsmaterials eine Strahlungs-Blockierungsmaterial angeordnet. Das Strahlungs-Blockierungsmaterial blockiert Photonen, welche von Strahlungsquellen vor und hinter dem Szintillationsmaterial ausgesandt werden, d. h. Strahlungsquellen, in axialer Ausrichtung mit der Haupt- oder Längsachse des Szintillationsmaterials werden zum allergrößten Teil nicht festgestellt bzw. gemessen. Nur Photonen, welche sich entlang von Bahnen bewegen, welche die interessierenden Seitenflächen des Szintillationsmaterials schneiden, werden in dieses einfallen und festgestellt. Auf diese Weise stellt die Vorrichtung Strahlungsquellen radial außerhalb der Seitenfläche des Szintillationsmaterials fest und blockiert Strahlungsquellen, welche sich in axialer Ausrichtung zu den Endflächen desselben befinden.
Das Szintillationsmaterial besteht vorzugsweise aus einem Szintillationskristall. Wenn die Vorrichtung zur Messung von Gamma-Strahlung verwendet wird, wird ein Szintillationskristall aus mit Thallium dotiertem Cäsiumjodid (CsJ(T1)) bevorzugt. Ein CsJ(T1)-Szintillationskristall ist nicht hygroskopisch, hat eine relativ hohe Absorptionswirksamkeit und wenn er angeregt wird, erzeugt er leicht feststellbare Lichtimpulse. Die Absorptionswirksamkeit eines Szintillationsmaterials ist die Wirksamkeit, mit welcher der Kristall Gamma-Energie absorbiert und diese Energie in Licht-Szintillationen umwandelt. Als Alternative kann auch ein Szintillationskristall aus mit Thallium dotiertem Natriumjodid (NaJ(T1)) zur Messung von Gamma-Strahlung verwendet werden. Ein Plastik-Szintillationsphosphor kann in der Vorrichtung anstelle eines Szintillationskristalles angewandt werden. Ein solches Plastik-Szintillationsmaterial ist zu Messung von Beta-Strahlung am besten geeignet.
Es wird auch ein Verfahren zur Strahlungsmessung in einem interessierenden Bereich im Inneren eines Körpers unter Anwendung der Strahlungsmeßvorrichtung nach der vorliegenden Erfindung beschrieben. Die Schritte des Verfahrens sind: Bereitstellen einer Strahlungsmeßvorrichtung mit einem Katheter, durch dessen Hohlraum ein Faseroptik-Lichtleiter verläuft, wobei der Faseroptik-Lichtleiter optisch mit einem Szintillationsmaterial gekoppelt ist, das sich im Katheter-Hohlraum im distalen Teil des Katheters befindet; Einführen des distalen Teiles des Katheters durch eine Öffnung in den Körper; Manövrieren des Katheters, um dessen distalen Teil in der Nähe des interessierenden Bereiches zu positionieren, wobei das Szintillationsmaterial Impulse elektromagnetischer Strahlung erzeugt, wenn radioaktive Photonen einfallen und absorbiert werden und wobei die erzeugten Impulse elektromagnetischer Strahlung den Faseroptik-Lichtleiter durchqueren; Abtasten der den Faseroptik-Lichtleiter durchquerenden Impulse elektromagnetischer Strahlung und Umwandeln der abgetasteten Impulse elektromagnetischer Strahlung in einen Strahlungsmeßwert des interessierenden Bereiches. Der Schritt der Umwandlung der abgetasteten Impulse elektromagnetischer Strahlung in einen Strahlungsmeßwert umfaßt den Unterschritt der Umwandlung der Impulse elektromagnetischer Strahlung in elektrische Impulse.
Weitere Merkmale der Erfindung werden beim Lesen der nachfolgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den angefügten Zeichnungen deutlich hervortreten und besser verständlich werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine schematische Darstellung der Strahlungsmeßvorrichtung nach der vorliegenden Erfindung beim Gebrauch, wobei sich ein Strahlungserfassungsteil eines Katheters in ein Blutgefäß eines Patienten erstreckt, während der Strahlungsmeßteil außerhalb des Körpers des Patienten bleibt.
2 ist eine vergrößerte Teil-Seitenansicht der Strahlungsmeßvorrichtung von 1.
3 ist eine Schnittansicht der Strahlungsmeßvorrichtung von 1 in der Schnittebene 3–3 von 2.
4 ist eine Schnittansicht der Strahlungsmeßvorrichtung von 1 in der Schnittebene 4–4 von 2.
5 ist eine vergrößerte Längsschnittansicht eines distalen Teiles der Strahlungsmeßvorrichtung von 1.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen zeigt 1 eine Strahlungsmeßvorrichtung nach der vorliegenden Erfindung, welche allgemein mit 10 bezeichnet ist, im Gebrauch. Die Vorrichtung 10 weist eine Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a (am besten zu sehen in 5) und eine Strahlungsmeß-Baugruppe 11b auf. Die Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a ist in einem Hohlraum eines Katheters 12 angeordnet und die den Hohlraum begrenzende Wand wird dadurch ein wenig ausgebaucht (am besten zu sehen in den 2 und 5). Ein Teil des Katheters 12 erstreckt sich durch eine Öffnung in der Haut 14a in ein Blutgefäß 14 einer Person.
Ein Führungsdraht 16 wird benutzt, um einen distalen Teil 18 des Katheters 12 einschließlich der Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a in einen interessierenden Bereich 20 des Blutgefäßes 16 zu führen. (In den Figuren ist nur ein Teil des ganzen Führungsdrahtes 16 dargestellt). Der interessierende Bereich 20 ist ein Teil des Blutgefäßes 14, in welchem ein Strahlungsniveau gemessen werden soll. Der distale Teil 18 des Katheters 12 gleitet den Führungsdraht 16 entlang in den interessierenden Bereich 20 des Blutgefäßes 14. Der Führungsdraht 16 besteht aus einer dicht gewickelten Wendel aus rostfreiem Stahl und ist mit Teflon^® oder einem anderen Material mit geringer Reibung beschichtet. Der Führungsdraht 16 hat einen Außendurchmesser von etwa 0,5 mm bis 1,0 mm (0,02 Zoll bis 0,04 Zoll).
Der Führungsdraht 16 wird unter Verwendung eines Führungsdraht-Einführungs-Katheters (nicht dargestellt) eingeführt. Wenn der Führungsdraht ordnungsgemäß positioniert ist, erstreckt er sich ein wenig über den interessierenden Bereich 14b des Blutgefäßes 14 hinaus. Dann wird der Führungsdraht-Einführungs-Katheter herausgezogen, wobei der Führungsdraht 16 an seinem Platz verbleibt. Der distale Teil 18 des Katheters 12 gleitet nun den Führungsdraht 16 entlang.
Wie es am besten in den 2 und 3 zu erkennen ist, wird der Führungsdraht 16 durch einen Abschnitt des Rohres 22 gefädelt, welches am Katheter durch ein Stück eines Kunststoff-Schrumpfschlauches 24 befestigt ist. Am Schlauch 24 wird Wärme zur Einwirkung gebracht, um den Abschnitt des Rohres 22 eng mit dem Katheter 12 zu verbinden. Der Führungsdraht 16 wird weiter durch eine abgewinkelte Öffnung 26 (wie sie am besten in 5 zu erkennen ist) durch einen Nippelteil 20, der sich am Ende des distalen Katheterteiles 18 befindet, gefädelt. Die abgewinkelte Öffnung 26 ist gerundet und erstreckt sich von einer Seitenwand des Nippelteiles 28 zu einem distalen Ende des Nippelteiles 20.
Wenn der distale Teil 18 des Katheters 12 entlang des Führungsdrahtes 16 durch das Blutgefäß 14 vorgeschoben wird, liefert die Vorrichtung 10 einen ständigen Messwert der von der Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a erfaßten Strahlungsintensität. Die festgestellte Strahlung wird die Strahlungsmeß-Baugruppe 11b, die sich außerhalb des Körpers der Person befindet, in einen Relativwert der Strahlung umgewandelt. Die Strahlungsmeß-Baugruppe 11b weist eine Ausgabe-Display-Anordnung bzw. einen Monitor 30 auf. Der Monitor 30 ermöglicht es einem Arzt oder nuklearmedizinischen Techniker, ständig Änderungen des Strahlungsniveaus zu beobachten, wenn der distale Teil 18 des Katheters 12 durch das Blutgefäß 14 vorgeschoben wird.
Zusätzlich kann der Vorschub des distalen Teiles 18 des Katheters 12 auf einem Fluoreszenz-Bildschirm beobachtet werden. Ein „Überhitzungspunkt" mit starker Strahlung, wie sie von den Photonen erzeugt wird, die von den radioaktiven Isotopen eines markierten Arzneimittels ausgesandt werden, ist kennzeichnend für einen erkrankten oder verletzten Teil des Blutgefäßes 14. Wenn ein solcher „Überhitzungspunkt" in Betracht gezogen wird, werden Ort und Länge des „Überhitzungspunktes" genau festgehalten, und nach der Entfernung des Katheters 12 kann eine geeignete Behandlung erfolgen.
Da die Erfassung der Strahlung in unmittelbarer Nähe der Strahlungsquell(n) im Körper erfolgt, ist die Messung der Strahlungsintensität bzw. des Niveaus der Strahlung durch die Vorrichtung 10 sehr genau.
Die Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a und die Strahlungsmeß-Baugruppe 11b können wahlweise durch einen Faseroptik-Lichtleiter 32 gekoppelt werden. Der Faseroptik-Lichtleiter 32 besteht vorzugsweise aus einem Kunststoff größerer Flexibilität, obwohl es einzusehen ist, daß auch ein Quarz-Faseroptik-Lichtleiter benutzt werden könnte. Der Faseroptik-Lichtleiter 32 hat einen Außendurchmesser zwischen 0,25 mm und 0,75 mm (0,010 Zoll bis 0,030 Zoll). Ein geeigneter Quarz-Faseroptik-Lichtleiter kann von der Firma Ceramoptec in Enfield, Connecticut geliefert werden. Ein geeigneter PMMA-Faseroptik-Lichtleiter kann von der Firma Toray aus Japan geliefert werden.
Wie es am besten in 5 zu erkennen ist, ist die Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a in einem distalen Abschnitt des Hohlraumes des Katheters 12 angeordnet. Die Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a enthält ein Szintillationsmaterial 34, ein Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36, ein Paar Strahlungs-Blockierungselemente 38 bzw. 40 sowie ein Stück eines Kunststoff-Wärmeschrumpfschlauches 42, welcher die anderen Bauteile der Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a umschließt.
Das Szintillationsmaterial 34 hat eine zylindrische Form und ist eng in den Hohlraum des Katheters 12 eingepaßt. Das Szintillationsmaterial 34 ist etwa 1 mm (0,04 Zoll) lang und hat einen Durchmesser von etwa 1 mm bis 2 mm (0,04 Zoll bis 0,08 Zoll). Wenn auf das Szintillationsmaterial Alpha-, Beta-, Gamma- oder Röntgen-Strahlung einfällt, wird diese Strahlung von diesem Szintilllationsmaterial absorbiert so szintilliert oder luminesziert dieses, so daß das Material einen Impuls elektromagnetischer Strahlung erzeugt. Wenn der erzeugte Impuls elektromagnetischer Strahlung eine Wellenlänge im sichtbaren Spektrum hat, ist der Impuls elektromagnetischer Strahlung ein Impuls sichtbaren Lichtes. Nicht die gesamte auf das Szintillationsmaterial 34 einfallende Strahlung wird durch dieses Material absorbiert und führt zur Erzeugung eines Impulses elektromagnetischer Strahlung.
Die „Absorptionswirksamkeit" des Szintillationsmaterials 34 ist ein Maß des Prozentsatzes der von einem Szintillationsmaterial gegebener Dicke absorbierten Energie, wenn ein paralleler Strahl der Strahlung auf das Szintillationsmaterial gerichtet wird. Das Szintillationsmaterial 34 für die Vorrichtung 10 ist vorzugsweise ein Szintillationskristall aus thalliumdotiertem Cäsiumjodid (CsJ(T1)). Ein solcher CsJ(T1)-Szintillationskristall ist durch eine gute Absorptionswirksamkeit in Bezug auf Gamma-Strahlen gekennzeichnet. Ein CsJ(T1)-Szintillationskristall von 1 mm (0,04 Zoll) Dicke wird etwa 35% der Energie eines Gamma- oder Röntgenstrahles mit einer Energie von 100 keV, der auf den Kristall einfällt, absorbieren. Weiterhin pulsiert ein CsJ(T1)-Szintillationskristall mit einer elektromagnetischen Strahlung auf einer Wellenlänge von etwa 580 Nanometer. Solche Impulse sind als sichtbares Licht leicht feststellbar. Ferner ist ein CsJ(T1)-Szintillationskristall nicht hygroskopisch, das heißt, der Kristall reagiert nicht mit Wasser. CsJ(T1)-Szintillationskristalle sind handelsüblich verfügbar von der Firma NE Technology Ltd. in Edinburgh, Schottland, einer Tochterfirma der Firma Bicron in Newbury, Ohio.
Als Alternative kann das Szintillationsmaterial 34 auch ein thalliumdotierter Natriumjodidkristalle (NaJ(T1)) sein, welcher ebenfalls zur Feststellung von Gamma-Strahlen geeignet ist und Lichtimpulse mit einer Wellenlänge von etwa 413 nm erzeugt. Wenn Beta-Strahlung festgestellt werden soll, wird ein Kunststoff-Phosphor-Szintillationsmaterial bevorzugt. Ein entsprechendes Phosphor-Szintillationsmaterial ist von der Firma NE Technology in Edinbourgh, Schottland unter Erzeugnis-Nr. NE102A verfügbar.
Das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 koppelt das Szintillationsmaterial 34 an den verjüngten distalen Teil 37 des Faseroptik-Lichtleiters 32 an. Der verjüngte distale Teil 37 hat einen Außendurchmesser von etwa 0,055 mm (0,0022 Zoll). Das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 ermöglicht die Übertragung der vom Szintillationsmaterial 34 erzeugten Lichtimpulse zum Faseroptik-Lichtleiter 32 und minimiert die Reflexion von Lichtimpulsen vom Faseroptik-Lichtleiter weg. Das Brechungsindex-Anpassungsmaterial ist vorzugsweise eine flexibles optisches Gel oder eine Paste. Eine geeignete flexible optische Paste ist von der Firma Bicron in Newbury, Ohio unter der Erzeugnis-Nr. BC630 verfügbar.
Das erste Strahlungs-Blockierungselement 38 besteht aus einem Ring strahlungsblockierenden Metalls und hat eine Länge von etwa 2 mm (0,08 Zoll). Geeignete Materialien sind Platin und Iridium. Das Element 38 deckt den verjüngten distalen Bereich 37 der optischen Lichtleitfaser 32 ab, und das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 liegt an der proximalen Stirnfläche des Szintillationsmaterials 34 an. Das zweite Strahlungs- Blockierungselement 40 ist ein zylindrisch geformtes Polyurethan mit einer Wismuttrioxid-Dotierung (BiO₃) (etwa 60 Volumen-%). Das Blockierungselement hat eine Länge von etwa 2 mm (0,08 Zoll). Das erste und das zweite Strahlungs-Blockierungselement 38 und 40 funktionieren in der Weise, daß sie die Strahlungserfassung der Vorrichtung 10 richtungsempfindlich machen.
Die Strahlungs-Blockierungselemente 38 und 40 blockieren die meisten Strahlen, welche von Strahlungsquellen vor oder hinter dem Szintillationsmaterial 34 ausgesandt werden, d. h. von Strahlungsquellen in axialer Verlängerung der Haupt- bzw. Längsachse des Szintillationsmaterials. Nur Photonen, die sich auf Bahnen bewegen, welche die Seitenwand des Szintillationsmaterials 34 schneiden, treffen das Szintillationsmaterial und lösen einen Lichtimpuls aus. Daher erfaßt und mißt die Vorrichtung 10 Strahlungsquellen radial außerhalb der Seitenwand des Szintillationsmaterials und blockiert die Erfassung von Strahlungsquellen, die sich in axialer Verlängerung der Stirnflächen des Szintillationsmaterials befinden.
Der Kunststoff-Wärmeschrumpfschlauch 42 bedeckt die Strahlungserfassungs-Bauteile 11a und wird erwärmt, um die Bauteile dadurch zu einer einzigen Anordnung zu verbinden, so daß der Katheter 12 beim Zusammenbau der Vorrichtung 10 einfach „übergestreift" werden kann. Der Schlauch 42 hindert auch das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 am Austreten entlang des Katheter-Hohlraumes 12. Der Schlauch 42 erstreckt sich von der optischen Lichtleitfaser 32 proximal vom verjüngten Teil 37 bis etwa zur halben Länge des zweiten Strahlungs-Blockierungselementes 40.
Eine Beschichtung aus Titanoxid (TiO₂) wird auf den Schlauch und die radialen Außenflächen des vom Schlauch berührten Szintillationsmaterials 34 aufgebracht. Das TiO₂ ist stark lichtreflektierend und bewirkt eine Konzentration bzw. Kollimation der vom Szintillationsmaterial 34 erzeugten Lichtimpulse in das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 und schließlich in den distalen Teil 44 der optischen Lichtleitfaser 32 hinein. Das TiO₂ ermöglicht es, daß die Photonen ohne merkliche Absorption oder Dämpfung das Szintillationsmaterial 34 durchlaufen. Als Alternative kann anstelle der Aufbringung von TiO₂ Beschichtungen auf die Außenflächen der Strahlungserfassungs-Elemente auch der Schlauch 42 mit TiO₂-Teilchen dotiert werden.
Der Katheter 12 besteht aus einem weichen Nylon- oder Polyurethan-Material, welches mit 40 Vol.-% TiO₂ dotiert ist. Die TiO₂-Dotierung ergibt eine Lichtreflexion, um die Verluste der vom Szintillationsmaterial 34 erzeugten und durch die optische Lichtleitfaser 32 über tragenen Lichtimpulse zu minimieren. Die TiO₂-Dotierungsteilchen wirken als eine Barriere, um das außerhalb des Katheters 12 eingefangene Licht daran zu hindern, durch die Katheterwand in den Hohlraum auszutreten und so die Verluste der Lichtimpulse beim Passieren der Lichtleitfaser 32 zu minimieren. Die dotierte Katheterwand ergibt eine relativ nicht absorbierende und nicht dämpfende Abschirmung für Gamma- und Beta-Strahlen, die von radioaktiven Isotopen ausgesandt werden, um jene zu durchdringen und hält Wasser und andere Substanzen der Umgebung fern, welche die im Katheterhohlraum befindlichen Bauteile der Strahlungserfassungs-Baugruppe beeinträchtigen könnten.
Die ungefähren Abmessungen des Katheters 12 und des Rohr-Abschnittes, die in den 2 und 3 mit den Buchstaben A bis I gekennzeichnet sind, sind die folgenden:
Ein Teil des Katheters 12, welcher die Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a umschließt, ist ausgebaucht bzw. radial nach außen gedehnt, wie es in den 2 und 5 zu sehen ist. Wie oben bemerkt, hat Szintillationsmaterial 34 einen Außendurchmesser von etwa 1 mm (0,004 Zoll). Daher muß der Hohlraum des Katheters 12 ausgehend von seinem normalen Durchmesser von etwa 0,5 mm (0,02 Zoll) in radialer Richtung nach außen gedehnt werden, um sich an den Durchmesser des Szintillationsmaterials 34 anzupassen, wenn der Katheter 12 über die Strahlungserfassungs-Baugruppe „gestreift" wird.
Die vom Szintillationsmaterial 34 erzeugten Lichtimpulse werden über das Brechungsindex-Anpassungsmaterial 36 in den distalen Teil 44 des Faseroptik-Lichtleiters 32 übertragen. Die erzeugten Lichtimpulse durchqueren den Faseroptik-Lichtleiter 32. Der proximale Teil 48 des Faseroptik-Lichtleiters 32 ist optisch mit der Strahlungsmeß-Baugruppe 11b gekoppelt, welche die Lichtimpulse in elektrische Signale umwandelt, welche ein relatives Maß der Intensität der von der Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a erfaßten Strahlung liefern.
Die Strahlungsmeß-Baugruppe 11b weist einen Faseroptik-Adapter (FC-Typ) 46, eine Sockel-Baugruppe 50 und eine Photovervielfacherröhre 52 auf. Diese Bauteile bewirken eine Umwandlung der entlang des Faseroptik-Lichtleiters 32 übertragenen Lichtimpulse in elektrische Signale. Ein Signalanalyse-Prozessor 54 ist an die Photovervielfacherröhre 52 angeschlossen und wandelt die elektrischen Ausgangssignale der Photovervielfacherröhrte 52 in einen Meßwert der Strahlung um. Schließlich ist, wie zuvor angemerkt, der Display-Monitor 30 mit dem Signalanalyse-Prozessor 54 gekoppelt und liefert eine visuelle Anzeige des Strahlungsmeßwertes.
Ein geeigneter Lichtleitfaser-Adapter 46 wird von der Firma Hammamatsu Photronics K. K. unter der Teil-Nr. E5775 vertrieben. Wie aus 1 zu erkennen ist, erstreckt sich das proximale Endstück 48 des Faseroptik-Lichtleiters 32 in das Ende des Adapters 46 hinein. Eine Sockel-Baugruppe 50 vom D-Typ wird vom entgegengesetzten Ende des Adapters 46 aufgenommen. Eine geeignete Sockel-Baugruppe von D-Typ wird gleichfalls von Hammamatsu unter der Teil-Nr. E5780 vertrieben. Die Sockel-Baugruppe vom D-Typ weist einen Sockel zur Aufnahme der Anschlußstifte (nicht dargestellt) einer Metalldosen-Photovervielfachzerröhre 52 auf. Eine geeignete Photovervielfacherröhre ist diejenige von Hammamatsu mit der Teil-Nr. R 5600.
Die Photovervielfacherröhre 52 wandelt die aus dem proximalen Ende 48 des Faseroptik-Lichtleiters austretenden Lichtimpulse in elektrische Signale um. Die Ausgangssignale der Photovervielfacherröhre 52 werden an einen Signalanalyse-Prozessor 54 weitergeleitet. Der Signalanalyse-Prozessor 54 wandelt die Ausgangssignale der Photovervielfacherröhre 52 in ein Signal um, das einem Meßwert der von der Strahlungserfassungs-Baugruppe 11a erfaßten Strahlung entspricht.
Vorzugsweise besteht der Signalanalyse-Prozessor 54 aus einem Tennelec-Nucleus-PCA-P-Spektroskopie-Software-Paket, das auf einem geeigneten Personalcomputer-System läuft. Die PCA-P-Software liefert ein vollständiges NaJ(T1)- bzw. CsJ(T1)-Spektroskopie-System. Die Spektraldaten werden auf dem Display-Monitor 30 angezeigt.
Ein geeignetes Personalcomputer-System für den Signalanalyse-Prozessor 30 weist einen RAM-Speicher mit mindestens 512 kB und ein Betriebssystem MS DOS 3.0 (oder höher) auf. Um eine farbige Anzeige zu erhalten, umfaßt das PC-System eine EGA-Graphikkarte mit einem EGA-Monitor als Display-Monitor 30. Als Alternative kann auch eine VGA-Graphikkarte mit einem VGA-Monitor als Display-Monitor 30 verwendet werden.
Die PCA-P-Software befindet sich auf einer halblangen Steckkarte, welche in einen einzigen Acht-Bit-Schlitz auf dem Motherboard des PC-Systems eingesteckt wird. Die PCA-P-Steckkarte umfaßt ein Hochspannungs-Stromversorgung, einen ladungsempfindlichen Vorverstärker, einen Formungs-Verstärker sowie einen 1024-Kanal-80 MHz-Wikinson-Analog-Digital-Wandler mit Einzelkanal-Analyse. Die Schaltung der PCA-Steckkarte umfaßt weiterhin eine eingebaute digitale Verstärkungs-Stabilisierung.
Obwohl die Erfindung in ihrer beonders bevorzugten Ausführungsform einem gewissen Grade detailliert beschrieben wurde, versteht es sich von selbst, daß diese Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform nur beispielhaft erfolgte und daß zahlreiche Änderungen konstruktiver Details, in der Funktion sowie Kombinationen und Anordnungen von Teilen in Betracht gezogen werden können, ohne den Schutzumfang der Erfindung, wie er nachfolgend beansprucht wird, zu verlassen.

Claims

Strahlungserfassungsvorichtung (10) umfassend: einen Katheter (12) zum Einführen in ein Blutgefäß mit einem Hohlraum, in welchem ein Faseroptik-Lichtleiter (32) gehalten wird, wobei der Katheter zum Einführen in den Körper geeignet ist und eine ausreichende Länge hat, um es zu ermöglichen, daß das proximale Ende des Katheters außerhalb des Körpers verbleibt, während sein distaler Teil im Köper zu einem interessierenden Bereich (20) manövriert wird, wo die Strahlung erfaßt werden soll; ein im distalen Teil des Katheters angeordnetes und optisch an den Faseroptik-Lichtleiter des Katheters gekoppeltes Szintillationsmaterial (34), welches, wenn von einer Strahlungsguelle Photonen ausgesandt werden, angeregt wird, Impulse elektromagnetischer Strahlung zu erzeugen, die in den Faseroptik-Lichtleiter und durch diesen hindurch übertragen werden, wobei das Szintillationsmaterial eine proximale und eine distale Endfläche hat; eine optisch an den Faseroptik-Lichtleiter gekoppelte Strahlungsmeß-Baugruppe (11b) zum Erfassen und zur Umwandlung der den Faseroptik-Lichtleiter durchquerendeen Impulse elektromagnetischer Strahlung in einen Strahlungsmeßwert des interessierenden Bereiches; ein erstes Strahlungs-Blockierungselement (38), das angrenzend an die proximale Endfläche des Szintillationsmaterials (34) angeordnet ist und ein zweites Strahlungs-Blockierungselement (40), das angrenzend an die distale Endfläche des Szintillationsmaterials (34) angeordnet ist; wobei der Katheter in der Nähe seines distalen Endes ein Führungselement (22, 24) und dieses eine Öffnung (26) aufweist, welche derart bemessen ist, daß sie einen Führungsdraht (16) gleitend umfaßt, so daß der Katheter entlang des Führungsdrahtes zum interessierenden Bereich geleitet werden kann.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher mindestens ein Teil der Wand des Katheters mit einem stark lichtreflektierenden Material, wie beispielsweise TiO₂, dotiert ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, bei welcher das Szintillationsmaterial ein Szintillationskristall, wie beispielsweise mit Thallium dotiertes Natriumjodid, ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei welcher ein Brechungsindex-Anpassungs-Material (36) zwischen dem Szintillationsmaterial und dem Ende des angekoppelten Faseroptik-Lichtleiters angeordnet ist, um die Übertragung der Strahlungsimpulse an den Faseroptik-Lichtleiter zu verbessern.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei welcher das Szintillationsmaterial eine allgemein zylindrische Form hat, wobei die distale und die proximale Endfläche durch eine Seitenfläche getrennt sind.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei welcher die Strahlungsmeß-Baugruppe eine Photodetektorröhre (52) aufweist, welche an das proximale Ende des Faseroptik-Lichtleiters gekoppelt ist, um die den Faseroptik-Lichtleiter durchquerenden Impulse elektromagnetischer Strahlung in elektrische Signale umzuwandeln.
Vorrichtung nach Anspruch 6, bei welcher die Strahlungsmeß-Baugruppe zusätzlich einen an den Ausgang der Photodetektorröhre gekoppelten Impulszähler (54) aufweist, um die von der Photodetektorröhre erzeugten elektrischen Signale in einen Meßwert der Strahlung umzuwandeln.