DE69818213T2

DE69818213T2 - Vorrichtung mit einer miniaturisierten gammakamera mit sehr hoher räumlicher auflösung

Info

Publication number: DE69818213T2
Application number: DE69818213T
Authority: DE
Inventors: Alessandro Soluri
Original assignee: Consiglio Nazionale delle Richerche CNR
Current assignee: Consiglio Nazionale delle Richerche CNR
Priority date: 1997-04-23
Filing date: 1998-04-22
Publication date: 2004-07-01
Anticipated expiration: 2018-04-23
Also published as: ES2206924T3; ITRM970233A1; IT1291888B1; US6242744B1; DE69818213D1; CA2258989C; ITRM970233A0; DK0927367T3; WO1998048300A2; EP0927367B1; PT927367E; EP0927367A2; CA2258989A1; ATE250233T1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine miniaturisierte Gammakamera mit hoher räumlicher Auflösung zur Lokalisierung von Tumoren, für äussere Diagnosezwecke oder zur Verwendung bei chirurgischen Eingriffen.
Es ist bekannt, dass es für den Chirurgen notwendig ist, um einen Tumor chirurgisch zu entfernen, diesen zu lokalisieren zu können, und zu diesem Zweck verwendet er/sie normalerweise die Ergebnisse, die mit den zur Identifizierung des Tumors selbst benutzten Diagnosesystemen (Röntgenaufnahme, CT, NMR, Szintigraphie) erhalten wurden.
Jedoch könnte der Chirurg bei der Operation, nach dem „Öffnen" des Körperteils noch die Notwendigkeit haben, die herauszuschneidende und zu entfernende Stelle besser lokalisieren zu müssen und kann daher durch eine sogenannte „chirurgische Sonde" unterstützt werden, nachdem dem Patienten ein Radiummedikament eingespritzt worden ist, das die Eigenart hat, sich vorzugsweise in Krebszellen festzusetzen, mit welcher er/sie die Gammastrahlungen erfassen kann, die durch das in den Molekülen des pharmazeutischen Produktes vorhandenen Radioisotops ausgesandt werden, und zwar mit Hilfe einer Sonde von Typ eines GEIGER-MÜLLER-Zählers.
Die Sonde ist empfindlich gegenüber der Gammastrahlung auf solche Weise, dass sie Analogsignale proportional zu der erfassten Konzentration des Radioisotops aussendet. Die erfassten Signale werden in Digitalsignale umgewandelt, welche eine Leucht- oder Akustikskala proportional zu der Stärke des Signals liefern. Die Grenze wird durch die Unmöglichkeit gebildet, ein Bild in Realzeit vorzusehen, sondern man erhält nur die Sichtbarmachung der Zählung in den betreffenden Bereichen.
Die heute existierenden Gammakameras haben oft sehr grosse Ausmasse und sind während der chirurgischen Eingriffe im Laufe der Operationen nicht leicht zu handhaben. Zu diesem Zweck werden daher als Alternative chirurgische Sonden benutzt, die in der Lage sind, die Tumore zu lokalisieren, die aber nicht in der Lage sind, die reagierenden Bereiche sichtbar zu machen und somit ein Bild zu erzeugen, das den sich in Untersuchung befindlichen Zustand beschreibt.
Wenn zum Beispiel ein peritumoraler Lymphknoten vergrössert ist und vor dem Eingriff Anti-CEA-Antikörper gespritzt worden sind, wird die Sonde dicht an dem Lymphknoten angesetzt: wenn die Radioaktivität stark ist, dann ist der Lymphknoten deutlich von CEA ausdrückenden Krebszellen befallen. Bereits die Sonden der letzten Generation (CNR-Patent Nr. RM95A000451 vom 13. Juli 1995 und entsprechende Patentanmeldung EPO Nr. 96924120.7 – US-Patentanmeldung Nr. 08/983, 148) sind teilweise in der Lage, die Lokalisierung von kleinen Tumoren aufgrund der von den betreffenden Bereichen kommenden Zählung gut auszudrücken. Das Fehlen der bildlichen Darstellung im Zusammenhang mit der oben beschriebenen Situation macht es dem Chirurgen jedoch nicht leicht, beim Identifizieren der zu entfernenden Teile mit absoluter Gewissheit vorzugehen. Auch die in der radioimmun-geleiteten Chirurgie verwendeten Gammakameras sind nicht so leicht zu handhaben, als dass es erlaubt wäre, sehr kleine Bereiche zwischen den Organen zu erreichen, um eine Sichtbarmachung in Echtzeit von allen Krebsbildungen und die Bestätigung ihrer totalen Elimination nach dem chirurgischen Eingriff zu deren Entfernung zu erlauben. Ausserdem beschreibt die Veröffentlichung „Nuclear Instruments & Methods in Physics Research", A 378(1996) February 16 (pages 612-619) drei tragbare Gammastrahlenabtaster mit hoher Energie zur industriellen Anwendung bei der nuklearen bildlichen Darstellung. Die RMD-Pinhole-Kamera verwendet einen Blei-Pinhole-Kollimator und einen segmentierten BGO-Abtaster, beobachtet durch eine empfindliche 3-Zoll-Quadrat Photovervielfacher-Röhre (PSPMT), welche die Szintillationsereignisse in elektrische Impulse umwandelt.
Die Ausgangssignale werden durch eine PSPMT-Schnittstellenkarte geleitet, wozu eine PSPMT-Schnittstellensoftware verwendet wird, um eine zweidimensionale Darstellung der Zusammenwirkungspositionen zu konstruieren. Die feststehende, parallel gerichtete Mehrlochkamera (FMCC) verwendet einen Mehrloch-Kollimator und eine kontinuierliche Na1(T1)-Abtasterplatte, gesehen durch dieselbe PSPMT. Die rotierende, parallel gerichtete Mehrlochkamera (RMCC) benutzte einen antisymmetrischen Kollimator mit Umdrehungsmodulation um 180° und Cs1(T1)-Abtaster, verbunden mit Silizium-Photodioden PIN. Eine kleine und wirtschaftliche Gammakamera ist ebenfalls bekannt aus „The Conference Record of the Nuclear Science Symposium" (Anaheim, USA, 2-0, 1996, pag. 1196–1200), welches eine Veröffentlichung von Majewski S. et al. mit dem Titel „Development of a Gamma Radiation Imaging Detector based on a GSO Crystal Scintillator and a Position Sensitive PMT" enthält. Dieses Dokument beschreibt einen sichtbar machenden Gamma-Abtaster zur Verwendung auf dem Gebiet von Kleintieren und spezifischen medizinischen Anwendungen. Der sichtbar machende Gamma-Abtaster enthält alternativ eine einzige, positionsempfindliche PVR R3292 Hamamatsu^® von 5" Durchmesser oder eine einzige PVR R3941 Hamamatsu^® von 3" Quadrat; beide haben eine Maschenstruktur mit parallelen Dynoden mit fokussierter Näherung und in x- und y-Koordinaten gekreuzten Anodendrähten. Die beiden Typen von Photovervielfachern waren angeschlossen an eine Kristall-Szintillatorplatte GSO von Hitachi^®. Zweck der vorliegenden Erfindung ist, ein echtes miniaturisiertes und auf Gammastrahlung empfindlich reagierendes Sichtbarmachungssystem von reduzierter Grösse zu erhalten, verwendbar auch zur äusseren Diagnose von kleinen Tumoren (zum Beispiel Hautmelanome, Untersuchungen der Schilddrüse usw.), und zwar auf solche Weise, dass die reduzierten Abmessungen eine leichte Handhabung der Vorrichtung erlauben, welche in einer Hand gehalten werden kann, ein ausserordentlich geringes Gewicht hat und die Möglichkeit bietet, schwer zugängliche betroffene Bereiche sichtbar zu machen (zwischen Organen). Die Verwendung von kleinen Abtastern (Flächen von ungefähr 3 × 3 cm²), die in der Lage sind, Anhäufungen von Radioaktivität mit einer Auslösung um 2 mm zu erfassen, ist in diesem Falle machbar.
Bei der radioisotopen Kennzeichnung von Melanomen und allgemein von Hauttumoren ist die Verwendung von solchen Abtastern mit einer hohen räumlichen Auflösung besonders nützlich: die verdächtige Veränderung ist leicht identifizierbar bei einer körperlichen Untersuchung, so dass der Abtaster an der Stelle der verdächtigen Veränderung positioniert werden kann und eine Abtastübersicht liefert, und zwar mit einem Ergebnis, das grob mit JA/NEIN beantwortet werden kann.
Dasselbe gilt bei Lymphknoten in der Leisten- oder Achselgegend.
Die Vorrichtung nach der Erfindung ist eine positionsempfindliche Photovervielfacher-Röhre (Position Sensitive Photomultiplier) PSPMT der letzten Generation, verbunden mit einer szintillierenden Kristallmatrize, wobei jedes Element einen Bereich von 2 × 2 mm² (oder kleiner) hat, einem Kollimator der gleichen Form und Abmessung der Kristalle und angeschlossen an eine geeignete Elektronik zum Verarbeiten der Signale der Photoröhre, und einer Verarbeitungssoftware zur Sichtbarmachung in Realzeit der betroffenen Bereiche. Die szintillierenden Kristalle, alles Matrizen, können Na1(T1) oder Cs1(T1) oder andere Szintillationskristalle sein.
Zum Erreichen des Zweckes hat die Erfindung zum Gegenstand eine miniaturisierte Gammakamera mit hoher räumlicher Auslösung und in der Lage, während chirurgischer Eingriffe wie auch als äussere Diagnosevorrichtung benutzt zu werden, und zwar mit der Fähigkeit, von Tumoren mit kleinen Abmessungen befallene Gewebsbereiche zu ertasten. Zusätzliche Eigenschaften und Vorteile der Erfindung gehen deutlicher aus der nachstehenden Beschreibung hervor, ausgeführt unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen, die rein als ein nicht begrenzendes Beispiel vorgesehen sind, und von denen
1 eine vergrösserte Darstellung der Vorrichtung ist, in welcher die diese bildenden Teile bezeichnet sind;
1 a zeigt das Detail des Abtastblockes;
2 zeigt das Detail des Kollimators;
3 zeigt die szintillierende Kristallmatrize;
4 zeigt die Form der Umhüllung;
5 zeigt das Diagramm des Photovervielfachers und dessen Abmessungen;
6 zeigt die Vervielfachermechanismen der Elektronen in dem Photovervielfacher (metallene Kanaldynoden);
7 zeigt das elektronische Blockdiagramm, notwendig für den Betrieb der Gammakamera;
8a und 8b zeigen das Funktionsdiagramm der Funktionsverstärker;
8 zeigt ein Detail des funktionellen Blockdiagramms der Elektronik zum Umwandeln der Impulse von den Funktionsverstärkern;
9 zeigt Details des Mechanismus zur Signalverarbeitung;
10 zeigt ein Blockdiagramm der Elektronik und der Ausgangssignale zu einem Personalcomputer hin.
Unter Bezugnahme auf die Abbildungen enthält die gezeigte neue Gammakamera wie folgt:
Einen Kollimator 1, hergestellt aus Blei oder hohem Z-Metall (so wie W, Au usw.), in der Lage, nur die Gammastrahlen nach einem festen Winkel durchzulassen, der seine Bohrungen kreuzt. Bei einer praktischen Ausführung weist der genannte Kollimator eine Grösse entsprechend einem Parallelepiped mit einer Seite von 30 mm und einer Höhe von 30 mm oder grösser auf;

–einen szintillierenden Kristall 2, hergestellt aus Na1(T1) (mit Thallium versetztes Natriumiodid), welches empfindlich gegen Gammastrahlen ist, die eine Energie zwischen einigen keV und 1 MeV aufweisen, mit einer Gesamtabmessung entsprechend eine Quadrat mit Seiten von 22 mm oder grösser;
– eine Umhüllung 3, bestehend aus einem Überzug aus trägem Material, das an dem in den Patienten einzuführenden Teil sterilisiert werden kann, gebildet aus einem Parallelepiped mit einer Seite von 35 mm und einer Länge zwischen 50 bis 80 mm oder mehr;
– eine Photovervielfacher-Röhre 4, in der Lage, das durch den szintillierenden Kristall erzeugte und verstärkte optische Signal in ein elektrisches Signal umzuwandeln. Der genannte Photovervielfacher ist von einem kompakten Typ, enthaltend elf dünne metallene Kanaldynoden, die in einen Behälter mit einer Gesamthöhe von etwa 30 mm eingekapselt sind, wie in 5 gezeigt, und ist in der Lage, mit einem Mehranoden-Ladekollektorsystem positionsempfindlich zu reagieren. Anschliessend werden die acht aus dem Photovervielfacher austretenden Signale zu acht Vorverstärkern 5 ausgesandt. Zum Erhalten der Summe der aus den Vorverstärkern austretenden Impulse wird eine vereinfachte Elektronik benutzt.

Die 8a und 8b zeigen ein System von acht Vorverstärkern 5, enthaltend vier Drahtanoden zum Bestimmen der Position an der Achse X und vier Drahtanoden für die Achse Y. Das elektronische System zum Lesen der an den Anoden gesammelten Ladung wird durchgeführt mit acht unabhängigen Vorverstärkern 5. Folglich werden die Impulse an einen Block von Funktionsverstärkern 8 gesandt, welche Hardware-Funktionen an den Eingangssignalen vornehmen.
Betreffend den Mechanismus zur Verarbeitung der Signale, unter Bezugnahme auf die 9, gehen von dem Funktionsblock 8 drei Signale aus, die anschliessend in drei analog-digitale Wandler eintreten. Im Detail gesehen, stellt der Wandler 9 den Energiewert des interagierenden Photons dar; der Wandler 10 stellt den Schwerpunkt für die X-Koordinate der Position des Photons und der Wandler 11 den Schwerpunkt für die Y-Koordinate des Photons dar.
Unter Bezugnahme auf die 10 wird der Ausgang der Signale aus den drei Wandlern an eine Steuerkarte zur Datenerfassung geleitet und an einen Personalcomputer ge sandt. Die sich auf jede Koordinate der Achsen X und Y beziehenden Signale sind an eine analoge Betriebsvorrichtung angeschlossen, welche es erlaubt, gleichzeitig die Summierung der vier Signale für X und der vier Signale für Y auszuführen. Zum Bestimmen der X-Koordinate und der Y-Koordinate wird der Schwerpunkt jeweils nur durch zwei Wandler berechnet. Diese Lösung der Hardware-Berechnung für den Schwerpunkt der Ladeverteilung erlaubt es, die einzugebenden und an den Computer zu übertragenden Daten zu minimieren. Der kritische Punkt der Datenverwaltung ist die Übertragungsgeschwindigkeit an den Computer, wobei aus Gründen der Kostenreduzierung auf die Verwendung von preisgünstigen Standardcomputern, Verarbeitungssystemen und Schnittstellen zurück gegriffen werden sollte. Ausserdem sollte während der Datenerfassung der Computer in der Lage sein, das Bild „fast" in Realzeit darzustellen. Zusätzlich zu der Möglichkeit des Bestimmens der Position des einfallenden Photons sollte es ebenfalls möglich sein, dessen Energie durch Summierung des aus dem Wandler 9 kommenden Signals zu bestimmen, welches die Information der an das szintillierende Signal freigegebenen Ladung enthält. Auf diese Weise wird es möglich sein, alle jene durch Strahlenstreuung hervorgerufenen Ereignisse zu beseitigen, die dem endgültigen Bild der durchgeführten Untersuchung hinzugefügt werden. Mit einem geeigneten Energiefenster ist es möglich, das vollständige Bild mit dem „Hintergrund" zu korrigieren, wobei das Geräusch reduziert wird, hervorgerufen durch einzelne oder mehrere Zusammenwirkungen in dem Körpergewebe. Auf diese Weise unterscheidet das Energiefenster nur jene Photone mit einer bestimmten Energie, die für das verwendete Spurenmittel typisch ist. Die Korrektursoftware ist in der Lage, die Erfassung der Information in Realzeit sichtbar zu machen, übertragen durch eine geeignete Karte, welche direkt an die Signalwandler angeschlossen ist.
Die gesamte Gammakamera ist, was die Umhüllung 3 betrifft, mit einem trägen und sterilisierbarem Material überzogen, wie beschrieben, und den verbleibenden, sich ausserhalb des Patienten befindlichen Teil betreffend, von einem Parallelepiped mit Seite von 35 mm und Länge von 40 bis 80 mm oder mehr umgeben.
Eine geeignete Software zur Darstellung ist in der Lage, die Informationen als Bilder des Erfassens des dem Patienten eingespritzten Spurenmittels anzuzeigen, und zwar in der gleichen typischen Darstellung wie bei den grossflächigen Gammakameras.
Durch das Bewegen der Gammakamera bis in die Nähe der betreffenden Bereiche im Körper des Patienten, dem ein Radiummedikament eingespritzt worden ist, in der Lage, sich vorzugsweise an den Krebszellen festzusetzen und Gammastrahlen von einer Energie abzugeben, die von einigen keV bis zu 1 MeV reicht, ist es für den Chirurgen möglich, den Tumor zu lokalisieren, indem er den Bereich der grössten Signalstärke (Aussendung von Gammastrahlung) erkennt, und zwar mit einer räumlichen Auflösung von einigen Millimetern.
Dies erlaubt es dem Chirurgen, mit ausgesprochener Sicherheit und Präzision und nur in diesem spezifischen Bereich einzugreifen, der von dem Tumor betroffen ist, wobei er die chirurgischen Schäden und die Risiken für den Patienten verringert.
Die hohe Empfindlichkeit der Gammakamera erlaubt es ausserdem, Radiummedikamente von unterschiedlichen Energien zu verwenden, und bietet die Möglichkeit, spezifische Antikörper für bestimmte Tumore mit verschiedenen Radioisotopen zu markieren, wie sie normalerweise in der Nuklearmedizin verwendet werden.
Bei möglichen Varianten der Erfindung kann die miniaturisierte Gammakamera als szintillierenden Kristall eine Cs1(Na)-Kristall-Matrize aufweisen, bei welcher die einzelnen Kristalle einen Schnitt von ungefähr 1 mm × 1 mm haben, auf jeden Fall zwischen 0.5 mm × 0.5 mm und 3 mm × 3 mm liegend, und bei welcher die einzelnen Kristalle optisch voneinander getrennt sind und der Trennbereich zwischen einem Kristall und dem anderen eine Stärke von etwa 0.1 mm hat, auf jeden Fall aber zwischen 3 Mikron und 0.5 mm. Ausserdem können Kristalle aus Na1(T1), Cs1(T1), SGO, LSO, YAP : Ce usw. als szintillierende Kristalle verwendet werden.
Bei einer weiteren Variante kann der Photovervielfacher durch einen analogen ersetzt werden, der eine grössere Zahl von Dynoden und eine höhere Zahl von Ladekollektoranodendrähten aufweist. Folglich ist auch die Elektronik nach dem gleichen, oben beschriebenen Prinzip veränderbar, immer proportional zu der Zahl der Ausgänge des Photovervielfachers.
Die Abmessungen des verwendeten Photovervielfachers können ebenfalls verändert werden, wobei auch grössere Abmessungen erhalten werden können, aber immer solche, dass man ihn im Verhältnis zu einer herkömmlichen Gammakamera als miniaturisiert betrachten kann und er für die gewünschten Zwecke verwendbar ist. Das Prinzip der Erfindung ist, eine Vorrichtung zu erhalten, die einen einzigen Photovervielfacher zur Berechnung der Position der ausgesandten Photonen verwendet, im Gegensatz zu grossflächigen Gammakameras, welche mehrere Photovervielfacher benutzen, um dieselben Zwecke zu erreichen.
Die Gesamtabmessungen können sich ändern, aber immer ausgesprochen reduziert und solche bleibend, dass es dem Chirurgen möglich ist, das Instrument mit einer Hand auf ausgesprochen einfache und präzise Weise zu bewegen.
Natürlich können ausserdem die Konstruktionsdetails und die Ausführungen, im Verhältnis zu dem was beschrieben und rein als Beispiel gezeigt wurde, weitreichend verändert werden, ohne dabei von dem Zweckbereich der vorliegenden Erfindung, wie sie in den Ansprüchen festgelegt ist, abzuweichen.

Claims

Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera mit sehr hoher räumlicher Auflösung zur Lokalisierung von Tumoren, verwendbar für äussere Diagnosezwecke und als Handkamera während chirurgischer Eingriffe, enthaltend: – einen Gammastrahlen-Kollimator (1); – einen szintillierenden Kristall (2), welcher ein optisches Signal erzeugt, wenn er durch einen Gammastrahl getroffen wird, wobei der Kristall an ein Ende des Kollimators (1) angrenzend angeordnet ist; – eine Photovervielfacher-Röhre (4), angrenzend an den Kristall auf der entgegengesetzten Seite des Gammastrahlen-Kollimators, wobei die Photovervielfacher-Röhre das optische Signal in ein elektrisches Signal an wenigstens einem von einer Anzahl von einzelnen Kollektordrähten umwandelt, wobei die Anzahl von einzelnen Kollektordrähten ein Mehranoden-Ladekollektorsystem enthält, mit nicht weniger als vier Kollektordrähten zur Bestimmung einer Y-Position an der X-Achse und nicht weniger als vier Kollektordrähten zur Bestimmung einer Y-Position an der Y-Achse; – eine Anzahl von Vorverstärkern (5) der Signale, jeder angeschlossen zum Verstärken des Signals an einen jeweiligen der Kollektordrähte, und – eine Umhüllung (3) um den Kollimator, den Kristall, die Photovervielfacher-Röhre und die Kollektordrähte; wobei die Gammakamera-Vorrichtung dadurch gekennzeichnet ist, dass die Photovervielfacher-Röhre einen Querschnitt von 30 mm × 30 mm und eine Höhe von nicht weniger als 20 mm hat; und dadurch, dass sie weiter eine Elektronikeinheit (6) enthält, aufweisend: Betriebsverstärker (8) aufweist, die ein jeweiliges Signal von einem jeden Vorverstärker der Signale aufnehmen und drei Signale an jeweils drei Wandler aussenden, wobei die drei Signale enthalten: – ein erstes Signal, welches ein Zeitintegral der Gammastrahlenenergie darstellt, deponiert in der Energie des szintillierenden Kristalls, welches erste Signal einem ersten analog-digitalen Wandler (9) zugeordnet ist; – ein zweites Signal, das eine X-Koordinate darstellt, welches zweite Signal einem zweiten analog-digitalen Wandler (10) zugeordnet ist; – ein drittes Signal, das eine Y-Koordinate darstellt, welches dritte Signal einem dritten analog-digitalen Wandler (11) zugeordnet ist; – eine Steuerkarte (12) zur Datenerfassung zum Verbinden eines Ausgangs von drei Wandlern mit einem Computer, einschliesslich einer entsprechenden Software, um die von der Kamera erfasste Gammastrahlung sichtbar zu machen; wobei die Handkamera abnehmbar an die Elektronikeinheit (6) angeschlossen ist, um es dem Chirurgen zu erlauben, die Kamera in die Nähe eines gewünschten spezifischen Bereiches eines Patienten zu bringen und die Operationsschäden und -risiken für den Patienten selbst zu reduzieren.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach Patentanspruch 1, gekennzeichnet durch das Vorhandensein einer Kristallmatrix aus NaI(T1) in Form eines szintillierenden Kristalls, wo die einzelnen Kristalle einen Querschnitt von ungefähr 1 mm × 1 mm haben, der auf jeden Fall in einem Bereich zwischen 0,5 mm × 0,5 mm und 1 mm × 1 mm liegt, und wo die einzelnen Kristalle optisch voneinander getrennt sind und die Trennbereiche zwischen den Kristallen eine Stärke von ungefähr 0,1 mm haben, die auf jeden Fall im Bereich zwischen 3 u und 0,5 mm liegt.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sie als szintillierende Kristalle solche aus CsI(T1), Bgo, LSO, YAP : Ce und ähnliche verwendet.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach den Patentansprüchen 1, 2, 3, gekennzeichnet durch die Verwendung einer optischen Faser aus anorga nischem Material, so wie Silizium, Quarz usw. oder Lichtleitungen aus Kunststoffmaterial mit einem Brechungsindex zwischen 1,41 und 1,62, wie PMMA, PS, PC usw., optisch angeschlossen zwischen dem szintillierenden Kristall und dem Photovervielfacher.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach den Patentansprüchen 1, 2, 3, 4, gekennzeichnet durch einen lageempfindlichen Photovervielfacher mit einem Metal-Channel-Dynode-System, einer Mehrfachanode gleichwertige metallene Kanaldynoden mit einer veränderbaren Zahl von Dynoden und mit Ladekollektordrähten, die ebenfalls veränderbar sind.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, bei welcher alle durch die analog-digitalen Wandler umgewandelten Signale an einen Personal Computer gesendet werden, um anschliessend mit Hilfe einer geeigneten Software Echtzeitbilder zu liefern, welche die Gammastrahlungen mit einer räumlichen Auflösung bis zu 0,2 mm zeigen.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass der Photovervielfacher durch einen Detektor im Festzustand ersetzt wird, wie eine Photodiode aus Silizium oder Galliumarsenid, in der Lage, Lichtquanten zu lesen und deren Position sowie die von dem Detektorkristall aufgenommene Energie zu bestimmen.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass alle digitalen Signale mit Hilfe der Software in Echtzeitbilder integriert und umgewandelt werden, so dass Bilder mit einer räumlichen Auflösung von etwa 2 mm entstehen.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass der szintillierende Kristall eben sein kann statt eine Matrix, und dass er von verschiedenen Typen sein kann (NaI(T1), YAP : Ce, CsI(T1), CsI(Na), BGO usw.).
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, mit welcher ein Aufnahmesystem mit Videokamera verbunden werden kann, und zwar auf solche Weise, dass der Operationsbereich und die erfassten Bilder sichtbar gemacht werden.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, dadurch gekennzeichnet, dass sie aussen mit einer trägen Hülle versehen ist, die sterilisiert werden kann, solche wie Teflon, rostfreier Stahl oder ähnliches.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, bei welcher anstelle des tragbaren Personal Computers eine integrierte elektronische Vorrichtung vorhanden ist, in der Lage, die gesamte Elektronik und alle Datenerfassungskarten aufzunehmen, mit einem gesteuerten Ausgang an einen Bild-schirm zum Sichtbarmachen der Bilder in Echtzeit.
Vorrichtung mit einer miniaturisierten Gammakamera nach allen vorstehenden Patentansprüchen, bei welcher der Photovervielfacher mit einem System mit Mehrfachanoden mit veränderbarer Zahl von Drähten ausgelegt ist oder mit einem beliebigen lageempfindlichen Photovervielfacher.