DE69826874T2

DE69826874T2 - Bilderzeugungssystem für spect

Info

Publication number: DE69826874T2
Application number: DE69826874T
Authority: DE
Inventors: A. Adrianus VAN DULMEN; Stephan Walrand
Original assignee: Dulmen Adrianus A van Dr
Current assignee: Dulmen Adrianus A van Dr
Priority date: 1997-08-19
Filing date: 1998-07-30
Publication date: 2006-02-09
Anticipated expiration: 2018-07-31
Also published as: DE69826874D1; CA2297847A1; EP1010019A1; EP1010019B9; WO1999009431A1; AU9161698A; ES2230715T3; EP1010019B1; JP2001516032A; US6469306B1; AU741272B2

Description

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren zur Abbildung eines Zielorgans eines Patienten mittels SPECT unter Verwendung einer Gammakamera mit einem Gammadetektor, der mit einem Kollimator ausgestattet ist, welcher während der Bildaufnahme auf das Zielorgan fokussiert wird.
Die Single-Photon-Emission-Computed-Tomography (SPECT) wird in klinischen Untersuchungen routinemäßig verwendet. SPECT wird unter Verwendung einer Gammakamera durchgeführt, die einen Kollimator umfaßt, der an einem Gammadetektor befestigt ist, welche Gammakamera einem Umlaufkreis um den Körper des Patienten folgt. Die Gammastrahlen, die von einem radioaktiven Tracer emittiert werden, die in bestimmten Geweben oder Organen des Körpers des Patienten akkumuliert werden, werden durch den Kollimator sortiert und durch den Gammadetektor unter verschiedenen Winkeln um den Körper herum aufgezeichnet, wobei der Kollimator stets auf die Drehachse der Kamera gerichtet ist (auf diese zeigt). Aus den aufgenommenen planaren Bildern kann die Aktivitätsverteilung innerhalb des Körpers des Patienten unter Verwendung bestimmter Rekonstruktionsalgorithmen berechnet werden. Im allgemeinen wird der sogenannte „Expectation-Maximization of the Maximum-Likelihood"-Alghorithmus (EM-ML) verwendet, wie er von Shepp et al (IEEE Trans. Med. Imaging 1982; 2: 113–122) und von Lange et al. (J. Comput. Assist. Tomogr. 1984; 8: 306–316) beschrieben wird. Dieser iterative Algorithmus minimiert den Rauscheffekt in SPECT-Aufnahmen.
Die Kollimatoren, die heutzutage in Verwendung sind, werden aus einem Bleimantel hergestellt, der mit einer Vielzahl von gewöhnlicherweise parallelen Löchern perforiert ist.
Der Kollimator ist das problematischste Element der SPELT-Vorrichtung, in Bezug auf seine schlechte Empfindlichkeit (weniger als 0,01% der Gammastrahlung gelangt durch den Kollimator und erreicht den Detektor) und seine schlechte räumliche Auflösung, die zunehmend schlechter wird mit einem zunehmenden Abstand zwischen Aktivitätsquelle (d. h. das Organ oder Gewebe, in dem die Radioaktivität akkumuliert worden ist) und dem Kollimator. Eine Verbesserung einer dieser Eigenschaften, z. B. durch Modifizieren der Lochlänge oder des Durchmessers des Kollimators ist stets zum Nachteil der anderen. Ferner ist die SPECT-Methode zum Erzeugen verläßlicher Bilder ungeeignet aufgrund der Tatsache, daß kleine Fluktuationen in den aufgenommenen Daten signifikante Variationen in den rekonstruierten Bildern involvieren können. Dies liegt in der Geometrie der aufgenommenen Daten. Die begrenzte Zeit, die zum Erhalt der notwendigen Information verfügbar ist (aufgrund der begrenzten Fixierungszeit des Patentienten und der Verfallszeit des radioaktiven Tracers) und die begrenzte injizierte Radioaktivitätsdosis (begrenzt aus Gesundheitsgründen) führen zu aufgenommenen Bildern, die statistisches Rauschen enthalten. Tatsächlich folgt die Messung eines radioaktiven Verfahrens dem Poisson-Gesetz, was ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis ergibt, welches proportional zu der Quadratwurzel der Zählrate ist. Als ein Ergebnis werden die rekonstruierten Bilder häufig durch beträchtliche falsche Positivinformation verdorben, sogenannte Rausch-Artefakte. Demzufolge ist es ein Hauptziel einer SPELT-Bildaufnahme, die SPECT-Empfindlichkeit ohne Verminderung der räumlichen Auflösung zu erhöhen, um das aufgenommene Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu verbessern.
In einem Ansatz, um das Empfindlichkeit-Auflösung-Paar des Kollimators zu verbessern, sind Fächerstrahlkollimatoren kürzlich entwickelt worden, die auf eine Brennlinie fokussiert werden: siehe z. B. die Übersichtsartikel von Moore et al. (Eur. J. Nucl. Med. 1992; 19: 138–150) und von Rosenthal et al. (J. Nucl. Med. 1995; 36: 1489–1513). Diese Kollimatoren mit Löchern, die in einer Richtung zu einer Brennlinie konvergieren, weisen ein zunehmend besseres Empfindlichkeit-Auflösung-Paar auf, wenn sich die Aktivitätsquelle der Kollimatorbrennlinie nähert. Durch Verwendung eines Fächerstrahl-Kollimators in der SPECT-Bildaufnahmemethode, unter Aufnahme der Bilder entlang des klassischen Umlaufkreises, ist die Brennlinie parallel zu der Drehachse der Gammakamera auf der anderen Seite des Patienten und folglich parallel zu der Körperlängsachse des Patienten (siehe die obige Veröffentlichung von Rosenthal et al., Seite 1495). Nichtsdestotrotz weist die Aktivitätsquelle, d. h. das Zielorgan, lediglich einen beschränkten Annäherungsbereich in bezug auf die Kollimatorbrennlinie auf, da das Organ und eine Aktivität, die im gleichen transversalen Schnitt (d. h. senkrecht zur Patientenlängsachse) enthalten ist, innerhalb des Kollimatoröffnungswinkels während der Aufnahme durch die sich drehende Kamera gehalten werden müssen. Ansonsten werden die rekonstruierten Bilder durch beträchtliche Abbruch-Artefakte verdorben. Dieses Problem des Bildabbruchs durch Verwendung von Fächerstrahl-Kollimatoren wird im größeren Detail von Manglos et al. (Phys. Med. Biol. 1993; 38: 1443–1457) und von Kadrmas et al. (Phys. Me. Biol. 1995; 40: 1085–1101) diskutiert. Die obige Erfordernis, nämlich alle Aktivitätsquellen, d. h. tatsächlich den vollständigen Körperdurchmesser des Patienten, innerhalb des Kollimatoröffnungswinkels während der Aufnahme entlang eines Umlaufkreises zu halten, begrenzt die Wahl der Fächerstrahl-Kollimatoren auf solche mit einer verhältnismäßig großen Brennweite, nämlich größer als etwa 60 cm, was Ergebnisse ergibt, die nicht sehr verschieden sind von solchen, die mit einem parallelen Kollimator erhalten werden. Daher kann das Zielorgan nicht nahe an der Brennlinie des Kollimators positioniert werden, wo seine Empfindlichkeit und räumliche Auflösung optimal sind. Als eine Folge ist die Empfindlichkeitsverbesserung, die durch diese Methoden für eine ähnliche Auflösung erhalten wird, auf einen Faktor von höchstens etwa 1,5 begrenzt. Ebenfalls muß das interessierende Ziel kleiner sein als der Detektortransversalschnitt (bevorzugt etwa 1,4-mal kleiner).
Hawman (US-A-4,849,638) hat einen speziellen Kollimator in der Form einer geschlossenen Biegung zur Verwendung in der Tomographie offenbart. Der Kollimator fokussiert, innerhalb jeder Ebene von Interesse, auf einen und lediglich einen Brennpunkt. Der Kollimator ist so dimensioniert, daß bei Verwendung der Brennpunkt innerhalb des abzubildenden Körperorgans positioniert werden kann und veranlaßt wird, daß er dicht über dem Körperorgan nachgeht. Ein Hauptvorteil durch Verwendung dieses Systems ist gemäß Hawman, daß es unnötig ist, die erhaltenen Bilder unter Verwendung eines Computers zurückzuprojizieren. Gemäß Hawman ist es vorteilhaft, daß der Kamerakopf, der den speziellen Kollimator einschließt, so montiert ist, um in einer Polarkoordination gedreht und translatiert zu werden („wird in einer Spirale bewegt"), jedoch veranlaßt werden kann, um in zwei orthogonalen Richtungen (d. h. einer Kartesischen Bewegung; siehe 5), wenn gewünscht, translatiert zu werden. In US-A-4,774,410 (Hsieh) wird eine Verbesserung des speziellen Kollimators von Hawman beschrieben, wobei die Form des Kollimators nicht kreisförmig oder ringförmig, sondern asymmetrisch ist.
Das tomographische Aufnahmeverfahren, das von Miraldi (US-A-3,784,820) beschrieben. wird, betrifft eine Verbesserung des sogenannten longitudinalen tomographischen Verfahrens. Aufgrund seiner Nachteile ist dieses Verfahren Ende der 70er Jahre zum Nutzen des SPECT-Verfahrens entfernt worden.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Bildgebungsverfahren mittels SPECT mit einem wesentlich verbesserten Empfindlichkeit-Auflösung-Paar bereitzustellen. Mit anderen Worten ist es das Ziel der vorliegenden Erfindung, ein SPECT-Bildgebungsverfahren bereitzustellen, welches in wesentlich verbesserten rekonstruierten Bildern resultiert.
Diese Aufgabe kann erreicht werden durch ein SPECT-Bildgebungsverfahren zur Abbildung eines Zielorgans eines Patienten unter Verwendung einer Gammakamera mit einem Gammadetektor, der mit einem Kollimator ausgestattet ist, welcher während der Bildaufnahme auf das Zielorgan fokussiert wird, wobei das erfindungsgemäße Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, daß:
ein Fächerstrahl-Kollimator verwendet wird, der auf eine parallel zur Patientenlängsachse verlaufende Brennlinie fokussiert wird, wobei die Brennlinie während der Bildaufnahme mindestens einmal und bis zu viermal durch das Zielorgan bewegt wird, und durch computergestützte Rekonstruktion der Radioaktivitätsverteilung im Körper des Patienten anhand der aufgenommenen planaren Bilder unter Verwendung bestimmter Rekonstruktionsalgorithmen, wobei während jeder Bewegung der Brennlinie:

(i) die Bilder entlang einer im rechten Winkel zur Patientenlängsachse verlaufenden linearen Strecke aufgenommen werden, und
(ii) der Kollimator entlang dieser Strecke parallel zu seiner Ausgangsposition bleibt.

Das von Hawman beschriebene Verfahren unterscheidet sich in zahlreichen Aspekten von dem Verfahren der vorliegenden Erfindung. Im Verfahren von Hawman wird ein spezieller Kollimator in der Form einer geschlossenen Biegung (vollständig das Körperorgan umgebend) verwendet, der einen und lediglich einen Brennpunkt fokussiert, wohingegen beim Verfahren der vorliegenden Erfindung ein herkömmlich geformter Fächerstrahl-Kollimator eingesetzt wird, der auf eine parallel zur Patientenlängsachse verlaufenden Brennlinie fokussiert wird. Ferner ist es während der Bildherstellung im Verfahren von Hawman notwendig, daß der Brennpunkt veranlaßt wird, dicht über dem interessierenden Organ nachzugehen; daher wird der Kollimator relativ zum Organ auf eine spiralförmige (4) oder auf eine Kartesische Weise (eine Aufeinanderfolge alternierender vertikaler und horizontaler Bewegungsschritte; 5) bewegt. Im Gegensatz dazu wird gemäß dem Verfahren der vorliegenden Erfindung eine Bildaufnahme lediglich durch (praktisch) ein Überqueren des Zielorgans wenigstens einmal durch die Kollimatorbrennlinie erreicht, während welcher Bewegung der Brennlinie die Bilder entlang einer linearen Strecke aufgenommen werden und der Kollimator parallel zu seiner Ausgangsposition entlang dieser Strecke bleibt. In diesem Verfahren der vorliegenden Erfindung ist eine Computerrekonstruktion absolut notwendig, um eine genaue Rückprojektionsbeziehung zwischen den aufgenommenen Daten und der Aktivitätsverteilung zu erhalten.
Es ist überraschenderweise gefunden worden, daß durch Anwendung des obigen Verfahrens der vorliegenden Erfindung, wobei die verwendbare transversale Größendimension der SPECT-Vorrichtung nun vollständig verwendet werden kann (d. h. die Zielorgangröße muß nun lediglich höchstens gleich zu der Detektortransversalgröße sein, da das Zielorgan nicht länger innerhalb des Kollimatoröffnungswinkels während der Aufnahme gehalten werden muß), der aufgenommene Satz an planaren Bildern vollständig ist (d. h. ausreichend, um die Aktivitätsverteilung zu rekonstruieren), und daß beträchtliche Verbesserungen in bezug auf das Empfindlichkeit-Auflösung-Paar erhalten werden können. Die Vorteile sind offensichtlich. Besser rekonstruierte Bilder können durch Verwendung der gleichen Aufnahmezeit und der gleichen Dosis an injizierter Radioaktivität erhalten werden. Auf diese Art und Weise können Läsionen oder andere Übel im Körper eines Patienten früher detektiert werden, beispielsweise eine Metastasenbildung von Tumoren in einer frühen Entwicklungsstufe. Nach Wahl kann die Aufnahmezeit jedoch beträchtlich vermindert werden, um, mit der gleichen Dosis an injizierter Radioaktivität, Bilder zu erhalten, die für Routineuntersuchungen geeignet sind. Dies resultiert in einer Verminderung der Kosten für die Klinik oder das Krankenhaus. Ebenfalls kann nach Wahl, als eine dritte Alternative, die Dosis der injizierten Radioaktivität vermindert werden, um den Patienten in einem geringeren Ausmaß zu belasten. Optional können diese Vorteile in Kombination miteinander erreicht werden, dann, selbstverständlich, zu einem etwas geringeren Ausmaß, jedoch nichtsdestotrotz mit ausreichend attraktiven Aussichten.
Um überlegene Ergebnisse zu erreichen, werden die Bilder bevorzugt durch das Verfahren der vorliegenden Erfindung entlang vier linearer Strecken senkrecht zur Patientenlängsachse aufgenommen, wobei diese Strecken zusammen im wesentlichen ein den Patienten umgebendes Viereck bilden.
Es sollte betont werden, daß durch den Begriff „Zielorgan" das Organ oder Gewebe gemeint ist, das durch Verwendung des Verfahrens der Erfindung zu studieren oder zu untersuchen ist. Der Begriff „Zielorgan" umfaßt offensichtlich eine Vielzahl an Organen, die gleichzeitig zu studieren sind, und ebenfalls einen Teil des Körpers, wie den Kopf, die Brust oder den Unterleib, oder sogar den vollständigen Körper des Patienten.
Es ist weiter wichtig zu erwähnen, daß die linearen Strecken nicht notwendigerweise gerade Linien sein müssen, sondern ebenfalls leicht gekrümmte Linien umfassen. Der Ausdruck „wenigstens im wesentlichen gerade Linien" kann in diesem Zusammenhang zufriedenstellend sein. Die Variationen der linearen Strecken in bezug auf gerade Linien müssen jedoch klein sein, um die Erfordernis zu erfüllen, daß die Kollimatorbrennlinie eingestellt ist, um sich durch das Zielorgan während der Aufnahme zu bewegen.
Es ist beobachtet worden, daß die Qualität der rekonstruierten Bilder weiter verbessert wird, wenn während der Aufnahme der Fächerstrahl-Kollimator parallel zu seiner Ausgangsposition entlang jeder Strecke bleibt. Dies kann einfach erreicht werden durch genaues Parallelverschieben des Kollimators zum Körper des Patienten während der Aufnahme oder umgekehrt.
Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ist nicht auf die Verwendung eines Gammadetektors, der mit einem Fächerstrahl-Kollimator (Detektor-Kollimator-Kombination, am Detektor befestigter Fächerstrahl-Kollimator) bereitgestellt ist, beschränkt, sondern umfaßt die Verwendung von bis zu vier Detektor-Kollimator-Kombinationen, insbesondere von zwei und vier Kombinationen zusätzlich. Mehr Gammakameras können in diesem Falle verwendet werden, oder, falls gewünscht, eine zwei-köpfige oder vier-köpfige Kamera, d. h. eine Kamera mit zwei oder vier Detektor-Kollimator-Kombinationen. Selbstverständlich sollten alle Kollimatoren fächerstrahlartig sein, die auf eine Brennlinie fokussiert werden. Wenn eine zweite Detektor-Kollimator-Kombination verwendet wird, wird diese Kombination gleichzeitig mit der ersten verwendet und gegenüberliegend der ersten positioniert, so daß die beiden den Patienten zwischen sich einschließen.
Wenn die Verwendung von vier Detektor-Kollimator-Kombinationen bevorzugt ist, werden zwei Paare ebenfalls den Patienten zwischen sich einschließenden, einander gegenüberliegender, mit Fächerstrahl-Kollimatoren ausgerüsteter Gammadetektoren gleichzeitig und in senkrechter Position zueinander verwendet; wobei die Bilder aufgenommen werden durch Bewegen jeder der Detektor-Kollimator-Kombinationen entlang einer linearen Strecke.
Es ist beobachtet worden, daß durch Verwendung einer Vielzahl von Detektor-Kollimator-Kombinationen, insbesondere zwei oder vier, gemäß der vorliegenden Erfindung, gleichzeitig folgend den verschiedenen linearen Strecken, die Empfindlichkeit der SPECT-Vorrichtung weiter verbessert werden kann, was in noch besseren rekonstruierten Bildern resultiert.
Aufgrund der Tatsache, daß in dem Verfahren der Erfindung die Kollimatorbrennlinie gemacht ist, um sich durch das Zielorgan zu bewegen, und so innerhalb des Körpers des Patienten während der Aufnahme verbleibt, kann ein Fächerstrahl-Kollimator oder eine Vielzahl von Fächerstrahl-Kollimatoren mit einer deutlich reduzierten Brennweite verwendet werden, insbesondere eine Brennweite im Bereich zwischen etwa 12 und etwa 30 cm und bevorzugt etwa 25 cm. Als ein Ergebnis kann der zu untersuchende Patient und ebenfalls das Zielorgan oder die -organe nun leicht innerhalb der Kollimatorbrennlinie positioniert werden, wo sowohl die Empfindlichkeit als auch die Auflösung optimal sind. In diesem außerordentlich geeigneten Verfahren der Erfindung, wo eine beträchtlich reduzierte Kollimatorbrennweite verwendet wird, kann die Empfindlichkeit prinzipiell um einen Faktor von etwa 10 verbessert werden, verglichen mit dem besten aktuellen System, wenn eine gleiche räumliche Auflösung angewendet wird. Diese Empfindlichkeit nimmt sogar weiter zu, wenn die Größe des zu untersuchenden Organs abnimmt. Zusätzlich ist die Verminderung der einsetzbaren transversalen Schnittgröße, die erforderlich ist, um eine Bildabbrechung zu vermeiden, wie sie im gewöhnlichen SPECT-Verfahren unter Verwendung von Fächerstrahl-Kollimatoren beobachtet wird, nicht länger vorhanden.
Um ihre Ergebnisse zu verbessern, werden Gammakameras für eine SPECT-Bildgebung häufig an die speziellen, zu untersuchenden Organe (organgerichtet) angepaßt, beispielsweise eine kopfgerichtete Ausrüstung für eine spezifische Untersuchung des Kopfes (durch Verwendung einer ringförmigen Kamera) etc.. Wenn in dem Verfahren der Erfindung kopfgerichtete Kameras bevorzugt sind, müssen solche Kameras lediglich mit Fächerstrahl-Kollimatoren mit einer Brennweite von etwa 12 cm ausgerüstet werden. Das Verfahren der vorliegenden Erfindung gibt jedoch soviel bessere rekonstruierte Bilder, daß dieses Verfahren für den gesamten Körper eines Patienten ebenso für lediglich einen Teil des Körpers, z. B. den Kopf, ohne nachteilige Effekte bezüglich der Qualität dieser Bilder anwendbar ist.
Daher kann das Verfahren der Erfindung als universell anwendbar oder als ein Allround-Verfahren betrachtet werden, indem Fächerstrahl-Kollimatoren mit einer Brennweite von etwa 25 cm allgemein verwendet werden können, d. h. sowohl für die Ganzkörper- als auch für die organgerichtete SPECT-Bildgebung.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird das Verfahren der vorliegenden Erfindung durchgeführt unter Verwendung wenigstens eines Fächerstrahl-Kollimators, wie er in US 5,198,680 (Kurakake et al.) offenbart wird. Ein solcher Fächerstrahl-Kollimator umfaßt fächerförmig angeordnete erste Septenelemente, wobei alle ersten Septenelemente auf eine gemeinsame Brennlinie ausgerichtet sind; und zweite Septenelemente, welche parallel zueinander angeordnet sind, wobei die zweiten Septenelemente die ersten Septenelemente im rechten Winkel gitterartig kreuzen, so daß die jeweiligen angrenzenden ersten Septenelemente und die jeweiligen angrenzenden zweiten Septenelemente zwischen sich Löcher mit einem Längsquerschnitt begrenzen.
Es ist ferner gefunden worden, daß die Radioaktivitätsverteilung A(x, y, z) im Körper des Patienten unter Verwendung des folgenden neuen Rekonstruktionsalgorithmus berechnet werden kann (dies ist tatsächlich der mathematische Beweis, daß der aufgenommene Satz an planaren Bildern vollständig ist, d. h. ausreichend, um die Verteilungsaktivität zu rekonstruieren):

worin:
x, y und z jeweils die rechtwinkligen Koordinaten entlang der waagerechten Querrichtung, der senkrechten Querrichtung bzw. der Längsrichtung sind;
P_α(V, r, z) die Pixelwerte der planaren Bilder sind, worin r die Koordinate entlang der Querrichtung des Detektors und V die Detektorposition entlang der linearen Strecke α ist;
wobei links, unter, rechts und über den Kollimatorpositionen im Verhältnis zum Bett des Patienten entsprechen;
f die Brennweite des Fächerstrahl-Kollimators ist; und
U_α die Verschiebungslänge der Brennlinie des Fächerstrahl-Kollimators in der linearen Strecke α versus der Ursprung der Koordinatenachsen (x = 0, y = 0) ist, wobei der Ursprung für x bzw. y in der Mitte der zwei Kollimatorpositionen in Kreisen links und rechts (unter bzw. über der Strahlungsquelle) angeordnet ist.
Die Möglichkeit der Verwendung einer unterschiedlichen Verschiebungslänge U_α für jede lineare Strecke α ermöglicht es, einen bestimmten Patientenkörperbereich von Interesse auszuwählen, durch welchen sich die Kollimatorbrennlinie während der linearen Bildaufnahme α bewegt. Dieser Bereich kann der gleiche sein für die vier linearen Strecken, um das optimale Empfindlichkeit-Auflösung-Paar in diesem Bereich zu haben. Alternativ kann die Kollimatorbrennlinie sich durch einen unterschiedlichen Bereich von Interesse in einer linearen Strecke bewegen, um ein hohes Empfindlichkeit-Auflösung-Paar unter einem mehr ausgedehnten Bereich zu teilen. Ferner kann jede lineare Strecke mit verschiedenen Verschiebungslängen U_α wiederholt werden, rekonstruiert durch Verwendung des hierin zuvor offenbarten Algorithmus, und dann zusammengefaßt werden, um den Bereich weiter auszudehnen, welcher das maximale Empfindlichkeit-Auflösung-Paar teilt.
Die Grenze [–f, f] in der Integration dr zeigt, daß gemäß dem obigen Algorithmus die transversale Größe des Detektors größer sein muß als das Zweifache der Kollimatorbrennweite. Es ist ebenfalls wichtig, darauf hinzuweisen, daß P_α(V, r, z) verschwindet, wenn das Zielorgan nicht länger den Kollimatoröffnungswinkel schneidet, und somit kann die Integration dV und als ein Ergebnis ebenfalls der Aufnahmestreckenbereich vermindert werden, was eine erhöhte Aufnahmezeit pro planarem Bild ermöglicht, d. h. eine erhöhte Empfindlichkeit für eine gleiche Gesamtaufnahmezeit. Der obige Algorithmus ist die exakte Rekonstruktion der aufgenommenen Bilder unter der Annahme, daß die Kollimatorauflösung, die Gamma-Dämpfung und der Gamma-Streubereich vernachlässigt werden können. Wenn diese Effekte berücksichtigt werden sollten, können gut bekannte iterative Algorithmen, wie EM-ML (siehe zuvor) zusätzlich zu Rekonstruktionszwecken verwendet werden.
Im Falle von radioaktiven Quellen innerhalb eines homogenen Dämpfungsmediums ist das sogenannte Bellini-Verfahren (IEEE Trans Signal Proc. 1979; 27(3): 213–218) anwendbar, und führt zu einer Projektion frei von einer Dämpfung P°(α) unter Verwendung der folgenden Substitution in dem Fourier-Bereich der obigen Formel I:
wobei μ der Dämpfungskoeffizient ist.
Die Erfindung betrifft ebenfalls ein Gerät zur Durchführung des obigen SPECT-Bildgebungsverfahrens gemäß der Erfindung, umfassend mindestens eine Gammakamera mit mindestens einem am Detektor befestigten Fächerstrahl-Kollimator und ein Bett für einen Patienten, der in einer derartigen relativen Position zu untersuchen ist, daß das Bett von vier Kollimatorpositionen umgeben ist, welche sich im wesentlichen an den Eckpunkten eines Vierecks befinden, nämlich voneinander jeweils gegenüberliegenden Positionen a/b bzw. c/d umgeben ist, wobei die Positionen von dem mindestens einen auf eine parallel zur Bettlängsachse verlaufende Trennlinie fokussierenden Kollimator eingenommen werden können. Das gewöhnliche Gerät zum Abbilden eines Patienten mittels SPECT umfaßt eine Gammakamera mit einem oder zwei (zweiköpfig) am Detektor befestigten Kollimator(en), welche einem Umlaufkreis um den Körper des Patienten folgen. Der zu untersuchende Patient wird fest auf einem Bett positioniert. Während des Umlaufs zeigt der Kollimator kontinuierlich (ist darauf gerichtet) den Körper des Patienten und besetzt aufeinanderfolgend alle Kollimatorpositionen des Umlaufkreises, so einschließend die oben definierten vier Kollimatorpositionen. Wenn ein Fächerstrahl-Kollimator in dieser herkömmlichen Umlaufkreismethode verwendet wird, wird der Kollimator in jeder dieser Positionen zu einer Brennfeineinstellung parallel zu der Drehachse der Gammakamera auf der anderen Seite des Patienten und folglich parallel zum Körper des Patienten (siehe oben) fokussiert werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Gerät zur Durchführung des obigen Bildgebungsverfahrens mittels SPECT dadurch gekennzeichnet, daß:

– das Bett in einer Entfernung von den Kollimatorpositionen derart positionierbar ist, daß die Brennlinie des Kollimators in jeder Position innerhalb des Körpers des auf dem Bett liegenden Patienten liegt; und
– das Bett dazu ausgebildet ist, Bewegungen vis-a-vis des wenigstens einen Kollimators in zwei im rechten Winkel zueinander stehenden Richtungen, sowohl quer zur Bettlängsachse, z. B. eine seitliche Bewegung in Position a/b und eine Auf- und Abbewegung in der Position c/d zu erlauben, oder, alternativ, der mindestens eine Kollimator dazu ausgebildet ist, Bewegungen vis-a-vis dem Bett gegenüber in im rechten Winkel zueinander stehenden Richtungen, die alle quer zur Bettlängsachse verlaufen, z. B. im wesentlichen parallel zur Bettoberfläche in Positionen a/b und im wesentlichen senkrecht zur Bettoberfläche in den Positionen c/d, zu erlauben. Durch Positionieren des Betts in einem solchen Abstand von den Fächerstrahl-Kollimatorpositionen (dieses Positionieren kann durch einen Computer eingestellt werden, bevorzugt durch den Aufnahmecomputer), daß in jeder dieser Positionen die Kollimatorbrennlinie innerhalb des Körpers des Patienten auf dem Bett ist, bewegt sich die Kollimatorbrennlinie durch den Körper des Patienten oder das Zielorgan darin während der Aufnahme durch die Gammakamera entlang linearer Strecken. Durch Anpassen des Betts oder des Fächerstrahlkollimators auf eine solche Weise, daß relative senkrecht gerichtete Bewegungen, wie oben beschrieben, ermöglicht sind, können Bilder durch die Gammakamera entlang vier linearer Strecken in transversalen Richtungen senkrecht zum Körper des Patienten aufgenommen werden.

Der relative Bewegungsbereich des Betts vis-a-vis dem Kollimator oder den Kollimatoren sollte bevorzugt wenigstens zweimal der Querabmessung des Detektors oder Kollimators entsprechen und sollte bevorzugt etwa 100 cm betragen. Wie bereits oben erklärt worden ist, weist bzw. weisen der bzw. die Fächerstrahl-Kollimator(en), der bzw. die ein Teil des Geräts der Erfindung bilden, vorteilhaft eine Brennweite zwischen etwa 12 und etwa 30 cm auf. Für eine Allround-Anwendung, d. h. nicht beschränkt auf die Abbildung bestimmter Zielorgane oder Teile des Körpers, wie dem Kopf, ist die Brennweite bevorzugt etwa 25 cm.
Es sollte betont werden, daß durch den Ausdruck „wenigstens eine" folgendes verstanden werden sollte: eine bis vier; bevorzugter: eine, zwei oder vier.
Somit kann das Gerät gemäß der vorliegenden Erfindung günstigerweise einen Gammadetektor umfassen, der mit einem Fächerstrahl-Kollimator bereitgestellt wird. Eine solche Detektor-Kollimator-Kombination ist auf eine solche Weise ausgerüstet, daß sie aus der oben definierten Position a zu Positionen c, b und d, aufeinanderfolgend und umgekehrt, verfahrbar ist.
Es kann jedoch von Vorteil sein, einen zweiten Gammadetektor in das Gerät der vorliegenden Erfindung einzuschließen, der mit einem Fächerstrahl-Kollimator bereitgestellt ist. In diesem Falle werden die zwei Detektor-Kollimator-Kombinationen einander gegenüberliegend angeordnet und schließen zwischen sich das Bett und den Patienten ein, wobei beide derart ausgebildet sind, daß sie von der Position a in die Position c bzw. von Position b in die Position d und umgekehrt verfahrbar sind.
Für den Fall, daß eine oder zwei Detektor-Kollimator-Kombinationen in dem Gerät der Erfindung vorhanden sind, wird das Gerät bevorzugt so angepaßt, daß das Bett vis-a-vis dem Kollimator mittels eines Systems von Antriebselementen verfahrbar ist, wobei dieses System vorzugsweise eine Kombination aus einem am Fuß des Bettes angeordneten beweglichen Element zur horizontalen Verstellung und einem Heber zur Höhenverstellung des Bettes ist. Dieses System verfahrbarer Elemente wird in größerem Detail im folgenden erklärt.
In einer gleichermaßen vorteilhaften Ausführungsform umfaßt das Gerät der vorliegenden Erfindung vier Gammadetektoren mit Fächerstrahl-Kollimatoren, wobei die Detektor-Kollimator-Kombinationen derart angeordnet sind, daß sie jeweils die Positionen a, b, c bzw. d einnehmen und hierbei das Bett mit dem Patienten zwischen sich einschließen.
In dieser Ausführungsform sind die vier Detektor-Kollimator-Kombinationen bevorzugt vis-a-vis dem Bett mittels eines Systems von Antriebselementen verfahrbar, wobei dieses System vorzugsweise ein durch vier im rechten Winkel zueinander stehende Schienen gebildeter steifer Rahmen ist, der quer zur Bettlängsachse angeordnet ist und an dem die Detektor-Kollimator-Kombinationen entlang gleiten können. Dieses Antriebssystem wird in den Beispielen ebenfalls erklärt.
Ein Gerät, das herkömmliche Kameraköpfe in einer viereckigen Anordnung einschließt, ist aus FR-A-2697918 bekannt.
Es ist ein weiterer Vorzug der vorliegenden Erfindung, daß die relativen Bewegungen des Betts vis-a-vis der bzw. den Detektor-Kollimator-Kombination(en) durch die Gammakamera computergesteuert werden (Rechnersteuerung). Dieses weiterentwickelte System von computerangetriebenen Detektor-Kollimator-Kombinationen relativ zum Bett des Patienten, in welchem der oben definierte neue Algorithmus günstig eingesetzt werden kann, ermöglicht es dem Verwender des Systems, d. h. dem Personal des Klinikums oder des Krankenhauses, den Patienten vollautomatisch durch das verbesserte SPELT-Bildgebungsverfahren der Erfindung zu untersuchen.
Die Erfindung wird im folgenden unter Bezugnahme auf gemeinsame Figuren beschrieben werden, und unter Bezugnahme auf die detaillierte Beschreibung der Zeichnungen und von Modellexperimenten.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die Erfindung wird nun im größeren Detail unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben werden, in denen:
1 und 2 schematische Veranschaulichungen des Geräts gemäß der vorliegenden Erfindung in einer geeigneten Ausführungsform sind, 1 ist in der Längsrichtung des Bettes gezeigt und 2 ist in einer Querrichtung zum Bett gezeigt;
3 ebenfalls eine schematische Darstellung des Geräts der vorliegenden Erfindung ist, nun in einer anderen geeigneten Ausführungsform, betrachtet in der Längsrichtung des Bettes, wie in 1;
4 und 5 räumliche SPECT-Umlaufbilder zeigen, die beim Durchführen von Modellexperimenten erhalten werden.
Detaillierte Beschreibung der Zeichnungen
1 und 2 zeigen einen Gammadetektor 1, der mit einem Fächerstrahl-Kollimator 2 ausgerüstet ist und beweglich an einer kreisförmigen Schiene 3, die durch zwei Pylone 9 gehalten wird, angefügt ist. Der Detektor 1 kann sich entlang der Schiene bewegen, wobei der Kollimator 2 stets auf die Drehachse 8 zeigt. Unter Verwendung einer Magnetbremse kann der Detektor 1 über, unter, links und rechts des Bettes 4 positioniert werden: Positionen a, b, c bzw. d (die Kollimatorzentren sind an den Winkelpunkten eines Vierecks angeordnet). Ein an dem Detektor 1 angefügter Motor und ziehend eine Schnecke, die auf einen kreisförmigen Ständer wirkt, der entlang der Schiene 3 angefügt ist, kann verwendet werden, um die Detektor-Kollimator-Kombination aus einer Position in eine andere zu bewegen. Das Bett 4 kann sich dank der Heber 5 vertikal bewegen, welche gebildet werden können durch eine motorisierte Schnecke, die auf einen Ständer wirkt. Eine mit Zinnen versehene Platte, die durch die Schnecke gezogen wird und in einem optischen Schalter eingesetzt ist, kann verwendet werden, um die vertikale Position des Bettes 4 einzustellen. Dieses Bett kann sich ebenfalls entlang der links-rechts-Richtung aus 1 (horizontale Querrichtung) dank des mobilen Elements 7 bewegen, welches ein Spurwagen sein kann, der entlang einer Schiene am Boden rollt. Widerrum kann eine motorisierte Schnecke, die auf einen Ständer wirkt und ziehend eine mit Zinnen versehene Platte, die in einem optischen Schalter eingesetzt ist, verwendet werden, um die horizontale Querposition des Bettes 4 zu bewegen und einzustellen. Der vertikale und horizontale Positionierungsbereich des Bettes 4 vis-a-vis der Drehachse 8 ist wenigstens das Zweifache der Quergröße 6 des Detektors 1. Die Brennlinie des Kollimators 2 ist parallel zur Längsachse des Bettes 4 und verläuft im wesentlichen durch die Drehachse 8. Die Quergröße 6 des Detektors 1 ist wenigstens das Zweifache der Kollimatorbrennweite. Die planaren Bilder werden digital entlang vier linearer Strecken aufgenommen: das Bett 4 wird in die verschiedenen aufeinanderfolgenden vertikalen Positionen bewegt, wenn der Detektor 1 links oder rechts des Bettes 4 (in Positionen c bzw. d) nicht bewegt wird; das Bett wird in die verschiedenen aufeinanderfolgenden horizontalen Querpositionen bewegt, wenn der Detektor 1 über oder unter dem Bett 4 (in Positionen a bzw. b) nicht bewegt wird. Während der Aufnahme werden die planaren Digitalbilder und die vertikalen und horizontalen Digitalpositionen des Betts 4 an den Behandlungscomputer gesendet. Die Radioaktivitätsverteilung A(x, y, z) über den Körper des Patienten, wobei x, y und z die rechtwinkligen Koordinaten entlang der horizontalen Querrichtung, der vertikalen Richtung bzw. der Längsrichtung sind, kann unter Verwendung des neuen Rekonstruktionsalgorithmus, wie er zuvor offenbart worden ist, berechnet werden.
Eine zweite Detektor-Fächerstrahlkollimator-Kombination kann in Position b des obigen Geräts vorhanden sein, welche entlang der Schiene 3 aus Position b zu Position d und umgekehrt verfahrbar ist, wohingegen die erste Kombination dann aus Position a zu Position c und umgekehrt verfahrbar ist.
Die in 3 gezeigte Ausführungsform zeigt vier Gammadetektoren 11a, 11b, 11c und 11d, bereitgestellt mit Fächerstrahlkollimatoren 12a, 12b, 12c und 12d, die über, unter, links und rechts des Bettes 14 (Positionen a, b, c bzw. d) angeordnet sind. Jeder Detektor kann sich entlang einer Schiene (13a, 13b, 13c und 13d) senkrecht zur Längsachse des Bettes 14 bewegen; die Schienen sind aneinander angefügt, um einen steifen Rahmen zu bilden.
Während der Aufnahme bewegen sich die Detektor-Kollimatorkombinationen entlang ihrer Schienen, wobei das Bett nicht bewegt wird.
Beschreibung von Modellexperimenten
Um echte Aufnahmedaten aufzunehmen, sind Modellexperimente durchgeführt worden. In solchen Experimenten sollten die folgenden Erfordernisse bezüglich des Geräts erfüllt werden:

(a) Kamera plus geeigneter Fächerstrahl-Kollimator;
(b) Geeignete Strahlungsquelle; und
(c) Kamera plus Kollimator sollten vis-a-vis der Strahlungsquelle oder umgekehrt verfahrbar sein.

Ad (a). Ein geeigneter Fächerstrahlkollimator, der die Erfordernisse der vorliegenden Erfindung erfüllt, insbesondere ein Kollimator mit einer geeigneten Brennweite, ist kommerziell nicht erhältlich. Daher ist man auf die Verwendung eines selbstgemachten Kollimators ausgewichen. Dieser Fächerstrahlkollimator mit einer Lochlänge von 25 mm und einem Lochdurchmesser von 1,5 mm ist in verschiedenen Aspekten nachteilig, nämlich

(i) die geformten Löcher sind nicht korrekt dimensioniert, was ein Brennband anstelle einer Brennlinie an dem gewünschten Brennabstand gibt;
(ii) die Anzahl an Löchern ist unzureichend, was zu einer unzureichenden gemessenen Radioaktivität führt; und
(iii) die Brennweite nimmt zu, wenn die Löcher mit einem größeren Abstand von der Mitte des Kollimators angeordnet werden.

Diese Nachteile weisen einen ungünstigen Einfluß auf die erhaltenen Ergebnisse auf, insbesondere auf die räumliche Auflösung und/oder die Empfindlichkeit.
Ad (b). Als die Strahlungsquelle wird ein sogenanntes Jaszczak de luxe-Phantom verwendet, das auf dem Gebiet der Durchführung radioaktiver Experimente gut bekannt ist.
Ad (c). Die Strahlungsquelle ist relativ zum Kollimator auf eine solche Weise beweglich, daß sie die Aufnahme von Bildern entlang linearer Strecken ermöglicht, durchgeführt in zwei Richtungen x und y (horizontal und vertikal), senkrecht zu der SPECT-Kameradrehachse z.
In der obigen Anordnung wird das Verfahren der vorliegenden Erfindung mit der Strahlungsquellenmitte angeordnet in einem Abstand von etwa 20 cm von dem Fächerstrahlkollimator durchgeführt. Nach einer Aufnahmezeit von 90 Minuten wird die räumliche SPECT-Auflösung von 4A erhalten; die Gesamtzahl an Zählungen wird gemessen und beträgt 52 Mc.
Zum Vergleich werden zwei kommerziell erhältliche Kollimatoren mit parallelen Löchern, nämlich ein Niederenergie-Hochauflösungskollimator (LEHR; Lochlänge 40 mm, Lochdurchmesser 1,8 mm) und ein Niederenergie-Ultrahochauflösungskollimator (LEUHR; Lochlänge 45 mm, Lochdurchmesser 1,8 mm), in dem SPECT-Verfahren aus dem Stand der Technik verwendet, nämlich mit einer Gammakamera folgend einem Umlaufkreis um die Strahlungsquelle. Nach einer Aufnahmezeit von 90 Minuten sind die räumlichen SPECT-Auflösungen in 4B bzw. 4C gezeigt; die gemessenen Anzahlen an Zählungen sind 27 Mc bzw. 22 Mc.
Aus den Figuren kann geschlossen werden, daß die räumliche Auflösung, die gemäß dem Verfahren der Erfindung erhalten wird, beträchtlich besser ist als diejenige bei Verwendung des LEHR-Kollimators und ebenfalls noch besser ist als mit dem LEUHR. Im Vergleich mit dem LEUHR-Kollimator ist die erhaltene Empfindlichkeitsverbesserung 2,36 (52/22) mit gleichzeitig einer signifikanten Verbesserung der räumlichen Auflösung (etwa 1,5). Eine solche Verbesserung übersteigt die Erwartung angesichts des Mangels des verwendeten, selbstgemachten Fächerstrahl-Kollimators, wie oben erklärt worden ist.
Auf die gleiche Weise werden Aufnahmedaten durch Verwendung eines Thyroid-Phantoms als die Strahlungsquelle erhalten. Wiederum unter Verwendung in dem Verfahren der vorliegenden Erfindung des obigen, selbstgemachten Fächerstrahl-Kollimators wird die räumliche SPECT-Auflösung aus 5A nach einer Aufnahmezeit von 90 Minuten erhalten. Durch Verwendung des oben beschriebenen LEHR-Kollimators mit parallelen Löchern in dem SPECT-Verfahren aus dem Stand der Technik wird eine ungefähr gleiche räumliche Auflösung nach der gleichen Aufnahmezeit erhalten: 5B. Bei Verwendung des kommerziellen Kollimators mit parallelen Löchern wird eine Gesamtzahl an Zählungen von 3,1 Mc gemessen, wohingegen bei Verwendung eines Kollimators gemäß dem Verfahren der vorliegenden Erfindung andererseits eine Gesamtzahl an Zählungen von 16,1 Mc beobachtet wird, d. h. eine Empfindlichkeitsverbesserung von etwa 5.

Claims

Bildgebungsverfahren zur Abbildung eines Zielorgans eines Patienten mittels SPECT unter Verwendung einer Gammakamera mit einem Gammadetektor, der mit einem Kollimator ausgestattet ist, welcher während der Bildaufnahme auf das Zielorgan fokussiert wird, dadurch gekennzeichnet, dass ein Fächerstrahl-Kollimator verwendet wird, der auf eine parallel zur Patientenlängsachse verlaufende Brennlinie fokussiert wird, wobei die Brennlinie während der Bildaufnahme mindestens einmal und bis zu viermal durch das Zielorgan bewegt wird, und durch computergestützte Rekonstruktion der Radioaktivitätsverteilung im Körper des Patient anhand der aufgenommenen planaren Bilder unter Verwendung bestimmten Rekonstruktionsalgorithmen, wobei bei jeder Bewegung der Brennlinie (i) die Bilder entlang einer im rechten Winkel zur Patientenlängsachse verlaufenden linearen Strecke aufgenommen werden und (ii) der Kollimator entlang dieser Strecke parallel zu seiner Ausgangsposition bleibt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Bilder entlang vier linearen Strecken senkrecht zur Patientenlängsachse aufgenommen werden, wobei diese Strecken zusammen im Wesentlichen ein den Patienten umgebendes Viereck bilden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein zweiter mit einem Fächerstrahl-Kollimator ausgerüsteter Gammadetektor dem ersten gegenüberliegt und gleichzeitig mit diesem verwendet wird, so dass die beiden den Patienten zwischen sich einschließen.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass ein weiteres ebenfalls den Patienten zwischen sich einschließendes Paar einander gegenüberliegender, mit Fächerstrahl-Kollimatoren ausgerüsteter Gammadetektoren gleichzeitig mit dem in Anspruch 3 genannten Paar, zu dem es im rechten Winkel steht, verwendet wird, und dass die Bildaufnahme dadurch erfolgt, dass jede Detektor/Kollimator-Kombination entlang einer linearen Strecke verfahren wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein oder mehr mit einem oder mehreren Fächerstrahl-Kollimatoren ausgerüstete Gammadetektoren verwendet werden, wobei die Kollimatoren eine deutlich reduzierte Brennweite, insbesondere eine Brennweite im Bereich zwischen etwa 12 und etwa 30 cm, vorzugsweise von etwa 25 cm, aufweisen.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der verwendete Fächerstrahl-Kollimator fächerförmig angeordnete erste Septenelemente aufweist, wobei alle ersten Septenelemente auf eine gemeinsame Brennlinie ausgerichtet sind; und zweite Septenelemente aufweist, welche parallel zueinander angeordnet sind, wobei die zweiten Septenelemente die ersten Septenelemente im rechten Winkel gitterartig kreuzen, so dass die jeweiligen angrenzenden ersten Septenelemente und die jeweiligen angrenzenden zweiten Septenelemente zwischen sich Löcher mit einem Längsquerschnitt begrenzen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche 2–6, dadurch gekennzeichnet, dass, wahlweise zusätzlich zu bestimmten bekannten iterativen Algorithmen, der folgende Rekonstruktionsalgorithmus verwendet wird:
x, y und z jeweils die rechtwinkligen Koordinaten entlang der waagerechten Querrichtung, der senkrechten Querrichtung bzw. der Längsrichtung sind; P_α(V, r, z) die Pixelwerte der planaren Bilder sind, worin r die Koordinate entlang der Querrichtung des Detektors und V die Detektorposition entlang der linearen Strecke α ist; wobei links, unter, rechts und über den Kollimatorpositionen im Verhältnis zum Bett des Patienten entsprechen; f die Brennweite des Fächerstrahl-Kollimators ist und U_α die Verschiebungslänge der Brennlinie des Fächerstrahl-Kollimators in der linearen Strecke α versus der Ursprung der Koordinatenachsen (x = 0, y = 0) ist.
Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der vorstehenden Ansprüche, umfassend mindestens eine Gammakamera mit mindestens einem am Detektor befestigten Fächerstrahl-Kollimator und ein Bett für einen Patienten, der in einer derartigen relativen Position zu untersuchen ist, dass das Bett von vier Kollimatorpositionen umgeben ist, welche sich im Wesentlichen an den Eckpunkten eines Vierecks befinden, d. h. von einander jeweils gegenüberliegenden Positionen a/b bzw. c/d, umgeben ist, wobei die Positionen von dem mindestens einen auf eine parallel zur Bettlängsachse verlaufende Brennlinie fokussierenden Kollimator eingenommen werden können; dadurch gekennzeichnet, dass – das Bett in einer Entfernung von den Kollimatorpositionen derart positionierbar ist, dass die Brennlinie des Kollimators in jeder Position innerhalb des Körpers des auf dem Bett liegenden Patienten liegt; und – das Bett dazu ausgebildet ist, Bewegungen dem mindestens einen Kollimator gegenüber in zwei im rechten Winkel zueinander stehenden Richtungen, sowohl quer zur Bettlängsachse, d. h. eine seitliche Bewegung in Position a/b, als auch eine Auf und Ab Bewegung in der Position c/d zu erlauben.
Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–7, umfassend mindestens eine Gammakamera mit mindestens einem am Detektor befestigten Fächerstrahl-Kollimator und ein Bett für einen Patienten, der in einer derartigen relativen Position zu untersuchen ist, dass das Bett von vier Kollimatorpositionen umgeben ist, welche sich im Wesentlichen an den Eckpunkten eines Vierecks befinden, d. h. von einander jeweils gegenüberliegenden Positionen a/b bzw. c/d, umgeben ist, wobei die Positionen von dem mindestens einen auf eine parallel zur Bettlängsachse verlaufende Brennlinie fokussierenden Kollimator eingenommen werden können; dadurch gekennzeichnet, dass – das Bett in einer Entfernung von den Kollimatorpositionen derart positionierbar ist, dass die Brennlinie des Kollimators in jeder Position innerhalb des Körpers des auf dem Bett liegenden Patienten liegt; und – der mindestens eine Kollimator dazu ausgebildet ist, Bewegungen dem Bett gegenüber in im rechten Winkel zueinander stehenden Richtungen, die alle quer zur Bettlängsachse verlaufen, d. h. im Wesentlichen parallel zur Bettoberfläche in der Position a/b, und im Wesentlichen senkrecht zur Bettoberfläche in der Position c/d, zu erlauben.
Gerät nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Bewegungsbereich des Betts gegenüber dem mindestens einen Kollimator mindestens zweimal der Querabmessung des Detektors oder Kollimators entspricht.
Gerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Bewegungsbereich des Betts gegenüber dem mindestens einen Kollimator etwa 100 cm beträgt.
Gerät nach einem der Ansprüche 8–11, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Kollimator eine Brennweite im Bereich zwischen etwa 12 und etwa 30 cm, vorzugsweise von etwa 25 cm, aufweist.
Gerät nach einem der Ansprüche 8–12, dadurch gekennzeichnet, dass das Gerät einen mit einem Fächerstrahl-Kollimator versehenen Gammadetektor aufweist, wobei die Detektor/Kollimator-Kombination derart ausgebildet ist, dass sie nacheinander von der Position a in die Positionen c, b und d verfahrbar ist.
Gerät nach einem der Ansprüche 8–12, dadurch gekennzeichnet, dass das Gerät zwei mit Fächerstrahl-Kollimatoren versehene Gammadetektoren aufweist, wobei die Detektor/Kollimator-Kombinationen einander gegenüberliegend angeordnet sind und zwischen sich das Bett mit dem darauf liegenden Patienten einschließen und wobei beide derart ausgebildet sind, dass sie von der Position a in die Position c, bzw. von der Position b in die Position d verfahrbar sind.
Gerät nach einem der Ansprüche 8 und 10–14, dadurch gekennzeichnet, dass das Bett gegenüber dem Kollimator mittels eines Systems von Antriebselementen verfahrbar ist, wobei dieses System vorzugsweise eine Kombination aus einem am Fuß des Bettes angeordneten beweglichen Element zur horizontalen Verstellung und einem Heber zur Höhenverstellung des Bettes ist.
Gerät nach einem der Ansprüche 8–12, dadurch gekennzeichnet, dass das Gerät vier mit Fächerstrahl-Kollimatoren versehene Gammadetektoren aufweist, wobei die Detektor/Kollimator-Kombinationen derart angeordnet sind, dass sie jeweils die Positionen a, b, c, bzw. d einnehmen und hierbei das Bett mit dem darauf liegenden Patienten zwischen sich einschließen.
Gerät nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektor/Kollimator-Kombinationen gegenüber dem Bett mittels eines Systems von Antriebselementen verfahrbar sind, wobei dieses System vorzugsweise ein durch vier im rechten Winkel zueinander stehende Schienen gebildeter steifer Rahmen ist, der quer zur Bettlängsachse angeordnet ist und an dem die Detektor/Kollimator-Kombinationen entlang gleiten können.
Gerät nach einem der Ansprüche 8–17, dadurch gekennzeichnet, dass die relativen Bewegungen des Bettes gegenüber der bzw. den Detektor/Kollimator-Kombination/en durch die Gammakamera rechnergesteuert sind (Kybernation).