DE1941433A1

DE1941433A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Untersuchung eines Koerpers durch Strahlen,beispielsweise X- oder Gammastrahlen

Info

Publication number: DE1941433A1
Application number: DE19691941433
Authority: DE
Inventors: Godfrey Newbold Hounsfield
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1968-08-23
Filing date: 1969-08-14
Publication date: 1970-02-26
Also published as: JPS5421716B1; HK19377A; JPS5551580B1; DE1941433B2; US3778614A; NL6912896A; FR2019365B1; CA949233A; JPS5415675B1; US4399509A; DE1941433C3; NL172400C; JPS5444640B1; JPS5729178B1; GB1283915A; JPS521274B1; JPS6246171B1; NL172400B; FR2019365A1; CA949233B

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Untersuchung eines Körpers durch Strahlen, beispielsweise X- oder *T-Strablen

Die Erfindung bezieht siob auf ein Verfahren und eine' Vorrichtung zur Untersuchung eines Körpers durch Strahlen, beispielsweise X- oder ^"-Strahlen.

Das Verfahren und die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung können dazu benutzt werden, rädiografische Aufzeichnungen in irgendeiner bekannten Form zu erzeugen, beispielsweise Bilder auf einer Kathodenstrahlröhre oder auf einer anderen ein Bild erzeugenden Vorrichtung, oder eine Fotografie eines solchen Bildes herzustellen oder eine Karte mit Absorptionskoeffizienten, wie man sie durch einen Digitalrechner erhält und worauf die "Konturen" dann anschließend gezeichnet werden.

WR/Si

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Eb ist bekannt, daß bei der Aufnahme eines X-Strahlen- oder Röntgenbildes duroh ein Objekt hindurch der dreidimensionale Raum nur als ein zweidimensionales Bild erscheint, wobei die Details des Gegenstandes von vorn nach hinten überlagert erscheinen, so daS das Bild schließlich verwirrt und schwer zu deuten ist. Wenn z. B. dar Gegenstand ein Buch ist, würde eine Röntgenaufnahme in herkömmlichem Sinn kaum etwas über den Inhalt des Buches ergeben, da die Information irgendeiner Seite nicht aus den darüber gelagerten Informationen all der anderen Seiten herausgezogen werden kann. Ein Verfahren, welches die Untersuchung eines Körpers durch Röntgenstrahlen zum Gegenstand hat und das als Tomografie bekannt ist, ist bereits vorgeschlagen worden, um diese Naohteile zu verringern. Danach wird die Strahlungsquelle relativ zu demaz untersuchenden Körper auf einem Bogenweg verscbwenkt um eine Achse, die im oder in der Nähe des Körpers liegt, während eine Platte oder ein Sohirm, der für die duroh den Körper hindurohgelassene Strahlung empfindlich ist, derart verlagert wird, daß die Elemente in einer Ebene des Körpers stationär verbleiben. Dieses Verfahren hat jedoch den Nachteil, daß sich die Schatten der Elemente in anderen Ebenen des Körpers bewegen und diese Bewegung nicht nur die Information über die ausgewählte Ebene verwischen, sondern die Informationen aus den anderen Ebenen verlorengehen.

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Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung eines Verfahrens und einer Vorrichtung zur Untersuchung eines Körpers vermittels einer Strahlung, beispielsweise einer Röntgen- oder ^-Strahlung, wodurch die oben aufgezeigten Schwieriglceiten verringert werden.

Gelöst wird die Aufgabe erfindungsgemäß dadurch, daß ein Verfahren zur Unter suriung eines Körpers vermittels einer Strahlung, beispielsweise einer Röntgen- oder ^-Strahlung, vorgeschlagen wird, durch das die Absorptions- oder Transmissionskoeffizienten einer wenigstens zweidimensionalen Matrix von Elementen dieses Körpers bestimmt werden, und zwar dadurch, daß der Körper einer Strahlung aus einer Vielzahl verschiedener Richtungen ausgesetzt wird, die Transmission dieser Strahlung in einer Vielzahl von Wegen relativ kleiner Querschnittsfläche durch den Körper bestimmt wird, wobei die Richtungen und die Anzahl der Wege derart ausgewählt sind, daß jedes Element dieser Matrix von einer Gruppe solcher Wege geschnitten wird, die verschiedene Gruppen von Elementen schneiden, worauf in Abhängigkeit der Transmission dieser Wege die Absorptionsoder Transmissionskoeffizienten der Elemente der Matrix bestimmt werden.

Zur Ausführung des Verfahrens ist eine Vorrichtung vorgesehen, die eine Strahlungsquelle enthält, mit der der Körper aus einer Vielzahl verschiedener Richtungen bestrahlbar ist, sowie Einrichtungen zur Feststellung der

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Transmission dieser Strahlung von wenigstens einem Weg verhältnismäßig kleinen Querschnitts durch den Körper, wobei die Einrichtungen relativ zum Körper verlagert werden, so daß sich Ausgangssignale ergeben, die die Transmission der Strahlung durch eine Vervielfachung der Wege, deren Richtung und Anzahl so bemessen ist, daß jedes Elemenet von einer Gruppe solcher Wege geschnitten wird, die verschiedenen Gruppen von Elementen schneiden sowie Einrichtungen, die auf diese Ausgangssignale ansprechen und eine Darstellung des Absorptions- oder Transmissionskoeffizienten dieser Elemente der Matrix liefern.

Die Erfindung wird nun anhand von Ausführungsbeispielen, die in der Zeichnung dargestellt sind, näher erläutert, In der Zeichnung stellen dar:

Fig. 1 eine Abbildung, wie man sie durch eine herkömmliche Röntgenvorriohtung erhält,

Fig. 2 schematisch das Prinzip der Erfindung und das danach erhaltene Bild,

Fig. 3 ein Abtastungsverfahren gemäß der Erfindung,

Fig. 4 ein Blockdiagramm einer geeigneten Vorrichtung zur Durchführung der Erfindung,

Fig. 5 ein abgewandeltes Abtastungsverfabren,

Fig. 6 schematisch die Ausgestaltung der Abtasteinrichtung nach einer weiteren Ausführungsform der Erfindung,

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Pig. 7 eine Abwandlung der Vorrichtung nach Fig. 6, Pig. 8a teilweise in Form eines Blockdiagramms die

Vorrichtung mit der Abtasteinrichtung nach

Pig. 7,
Pig. 8b, 8o und 8d Diagramme zur Srläuterung der

Arbeitsweise von Teilen der Vorriohtung

nach Pig. 8a und

Pig. 9 die Anwendung der Bewertungsfaktoren für bestimmte Elemente des Bildes.

Pig. 1 zeigt einen Körper 1, der einen Knochen 2 und einen Tumor 3 enthält. Außerdem ist eine Röntgenstrablenquelle 4 und ein Röntgenstrahlen:?um 5 dargestellt. Es ist zu erkennen, daß Bilder des Knochens und des Tumors auf dem PiIm abgebildet sind, die sioh aber teilweise überdecken. Die Tönung an irgendeiner Stelle des Films hängt ab von dem Produkt der Transmissionskoeffiziaten aller Elemente, die zwischen diesem Punkt und der Röntgenstrahlenquelle liegen. Wenn also der Knochen 2 den niedrigsten Transmissionskoeffizienten besitzt, der Tumor 3 den zweitniedrigsten und das umgebende Material den höchsten besitzt, dann enthält das Röntgenbild einen dunklen Fleck, wo sioh Knochen und Tumor überdecken, einen helleren Fleck dort, wo der Knochen den Tumor überdeokt und einen nooh helleren Pleok dort, wo der Tumor den Knochen nicht überdeokt. Diese Flecke sind durch helle Flächen umgeben,

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nämlich dort, wo weder Knochen noch Tumor erscheinen. Sa die Differenzen zwischen den Koeffizienten von Knochen, Tumor und normalem Gewebe sehr klein sind, sind die Differenzen in der Tönung zwischen den verscbiedenen Teilen des Röntgenbildes sehr gering und damit schwierig zu bestimmen.

Es soll nun auf Fig. 2 Bezug genommen werden, in der ebenfalls ein Körper, ein Knochen und ein Tumor dargestellt sind, die mit denselben Bezugszeichen wie in Pig. 1 bezeichnet sind. Die Röntgenstrahlenquelle ist durch eine Quelle 6 ersetzt, die ebenfalls ^-Strahlen aussendet, aber vorzugsweise Röntgenstrahlen. Sie unterscheiden sioh von der Strahlenquelle 4 dadurch, daß sie einen Strahl sehr kleiner Querscbnittsfläcbe erzeugt, beispielsweise einer Fläche von 3 mm im Quadrat oder 3 mm Durchmesser und vorzugsweise einen Kollimator enthält, der eine Strahlenstreuung verringert. Der Röntgenfilm 5 ist duroh einen Detektor 7 ersetzt, der einen Scintillator oder einen Sointillationszäbler darstellt und vorzugsweise ebenfalls einen Kollimator enthält. Der Körper 1 wird durch den Strahl nur in einer Ebene abgetastet, die in diesem Beispiel 3 mm diok sein kann, und zwar in einer Richtung, die nicht nur linear durcb die Ebene gebt, sondern unter einer Vielzahl von Winkeln um die Ebene herum, wobei der Detektor 7 so gelagert ist, daß er immer auf die

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Strahlenquelle 6 weist. Fig. 3 zeigt die Abtastung ausführlicher. Wenn nur eine Abtastung quer zur Ebene durchgeführt werden würde, wäre das Ergebnis gleich dem herkömmlichen Rödgenbild aus einer Ebene. Alle Objekte auf einer Linie zwischen der Quelle 6 und dem Detektor 7 würden übereinander liegen. Durch die Ausführung einer großen Anzahl von Abtastungen kann aber eine ausreichende Information erhalten werden, durch die der Absorptionskoeffizient des Materials auf jedem 3 mm-Quadrat des Materials in der Ebene berechnet werden kann und wodurch die Koordinaten des Materials in der Ebene bestimmt werden können. Obgleich in Fig. 3 nur drei Abtastungen dargestellt sind, werden selbstverständlich in der Praxis erheblich mehr Abtastungen durchgeführt.

In jeder Lage des Strahls bestimmt der Detektor 7 die Transmission der Röntgenstrahlung über einen Weg relativ schmaler Querschnittsflache durch den Körper. Die zu untersuchende Ebene wird als eine zweidimensional Matrix von Elementen angesehen und die Richtungen und die Anzahl der Wege sind derart, daß jedes Element der Matrix von einer Gruppe von Wegen geschnitten wird, die verschiedene Gruppen von Elementen schneiden.

Aus den Transmissionen aller Wege wird eine Serie simultaner Gleichungen abgeleitet und die Lösung dieser Gleichungen liefert vermittels eines Digitalrechners den

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Absorptionskoeffizient für jedes Element der Matrix. Die Ausgänge des Rechners werden dazu verwandt, ein Bild oder eins andere Darstellung des Quersobnitts in irgendeiner bekannten Form zu erzeugen. Aufeinanderfolgende parallele Ebenen können auf diese Weise untersucht werden und von Jeder ebenen Scheibe ein Bild schaffen, woraus eine Abbildung des gesamten Körpers oder eines größeren Querschnitts desselben hergestellt werden kann. Die Scheiben können nacheinander oder gleichzeitig unter Verwendung einer Anzahl von Röntgenstrahlenquellen und Detektoren, die parallel geschaltet sind, abgetastet werden. Die Fig. 2b bis 2f zeigen die Bilder, die aus der Untersuchung der planeren Scheiben Sb bis Sf des Körpers 1 resultieren.

Pig. 4- zeigt ein Blockdiagramm der Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern aus den Ausgängen des Detektors 7. Der Ausgang des Detektors 7 wird einem Verstärker und einem Zähler 8 angelegt, der einen Digitalausgang liefert, welcher die Anzahl der Zählungen bei 3eder Ablesung darstellt. Der Ausgang von 8 wird in logarlthmiscbe Form in einem logaritbmisohen Wandler 9 umgewandelt, dessen Ausgang auf einem Lochstreifen oder auf einem Magnetband auf Speicher 10 gespeichert wird, ehe er einem Digitalrechner 11 zur weiteren Behandlung zugeführt wird. Der Rechner oder Computer 11 liefert für jeden 3 mm-Würfel einer planeren Soheibe des Körpers 3 eine Digitalzahl, die den Absorptionskoeffizienten des Materials in diesem Würfel darstellt.

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Diese Digitalzahlen werden in analoge Form umgewandelt, und zwar in einem Digital-Analog-Wandler 12 und einem Farbtondrucker 13 zur Erzeugung eines Bildes zugeführt. Andererseits können die Ausgänge des Computers in digitaler Form verbleiben und mit einem Muster verglichen werden naob der Mustererkennungsteobnik, das ebenfalls in einem digitalen Bild vorliegt.

Um den angestrebten Erfolg zu erreichen, wird die Absorption auf jedem Wege von der !Transmission eines jeden Weges abgezogen und einem Wert der anfänglichen Intensität des Strahles, der in den Weg eintritt. Der logarithmisobe Wandler 9 dient zur Erzeugung eines linearen Ausgangs, so daß die Gesamtabsorption auf einem Weg gleich der Summe der Absorption in jedem kleinen Element des Weges ist. Angenommen, 100 parallele Wege werden für jede der 400 Richtungen verwandt, die gleiohmäßig über 180° verteilt sind, dann bat der Computer 11 40000 Zahlen zu verarbeiten, von denen eine jede die Gesamtabsorption auf einem bestimmten Wege darstellt. Man stelle sich den Absobnitt in 100 ζ 100 ähnliche Maschen aufgeteilt vor, wie auf einem kartesisoben Papier. Jede Masche stellt ein Element des Körpers dar, aber der Ausdruck "Masche" soll für die nachfolgenden mathematischen Überlegungen des besseren Verständnisses wegen beibehalten werden. Der Computer 11 wird dann so programmiert, daS er die Absorption für jede

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der 10000 Maschen mit einer Genauigkeit von etwa 1 % wiedergibt.

Angenommen, ein Strahl dringt durch einen Satz von η = 100, durch die vorher nie ein Strahl hindurchgegangen ist. Angenommen, die Gesamtebsorption ist Z dB, der Computer teilt dann Jeder der Maschen einen vorläufigen Wert von 2/100 zu. Angenommen, daß in einem späteren Stadium ein Strahl durch 100 Maschen hindurchgeht, wobei einigen oder all diesen Maschen die Absorption bereits zugeteilt worden ist und angenommen, die bereits zugeteilte Zahl sei Z₁, wogegen die neue Messung eine Totalabsorption Zp ergibt, denn wird diesen Zahlen, die bereits In jeder Masche erscheinen, eine Korrektur (Zp - Z..)/1OO zugefügt, Dieser Prozeß wird denn für alle 40000 Strsblen durchgeführt. Dieses Verfahren gibt eine grobe Annäherung, aber um eine Genaugkeit von 1 % zu erhalten, muß der Computer es mehrere Male, beispielsweise 5 x_s wiederholen.

Angenommen, ein einziger Ausschnitt aus dem Körper in der xy-Ebene, in der die Absorption pro Entfernungseinheit in dB am Ü>unkt i, y ε ist, dann ist

ζ = f(x, y).

Es soll ferner angenommen werden, daß ein einziger Strahiensatz parallel zur y-Aobs@ verläuft and die Strebtea

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gleichmäßig um den. Betrag A* voneinander getrennt sind, wobei die Strahlen so angeordnet sind, daß sie eine Breite haben, die etwas größer ist als δ χ» so daß eine gewisse Überlappung stattfindet. Die optimale Strahlbreite wird empirisch bestimmt. Für mathematische Überlegungen soll jedoch angenommen werden, daß eine Änderung der Absorption im Bereiche des Atöbandes αϊ vernachlässigt werden kann. Wir setzen nun voraus, daß der Querschnitt des Körpers, der zu untersuchen ist, auf zwei Seiten duroh die x- und y-Achsen begrenzt ist, rechteckig in Form ist, so daß er in η χ η quadratische Elemente, deren Kanten parallel zu den Achsen verlaufen, aufgeteilt werden kann.

Der vollständige Strablensatz kann in Untersätze aufgeteilt werden, von denen ein jeder wiederum aus parallelen Strahlen oder effektiv parallelen Strahlen mit einem bestimmten Winkel oder mittleren Winkel besteht. Die Strahlen eines jeden Untersatzes werden in dem Computer der Reihe nach behandelt. Da jedoch nur ungefähr 100 χ 100 Maschen und etwa 400 Winkel Innerhalb von 180° verwandt werden, müßten die Strahlen benachbarter Winkel einen Teil derselben Quadrate erfassen, und ihre Absorption wird daher nicht unabhängig sein. Wenn nun aber die Untersätze in winkelmäßiger Aufeinanderfolge betrachtet \«aöen, dann würde das Fehlen der Unabhängigkeit zu einer langsameren Konvergenz führen, als wenn sie unabhängig wären.

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Der Computer ist daher so eingerichtet durch Programmierung, daß er die verschiedenen winkelmäßigen Untersätze in einer pseudowillkürliehen Ordnung verarbeitet, wobei Winkelabstände von beispielsweise 40 zwischen aufeinanderfolgenden Strahlen auftreten. Diese Reibenfolge ist beabsichtigt, um sicherzustellen, daß Jeder Winkel erfaßt, aber nicht wiederholt wird innerhalb der 400 Richtungen. Strahlen, die im Winkel dioht beieinander * liegen, erscheinen dann in der vom Computer abgetasteten Folge weit auseinander.

Die Genauigkeit der Feststellung durch die Detektoren, wie beispielsweise 7, ist begrenzt, so daß die rohen Daten Fehler enthalten, und daher muß der vollständige Zyklus von 100 χ 400 Messungen 4 oder 5 x duroh den Computer analysiert werden, so daß die entstandenen Zahlen für die Masohen dazu neigen, zu oszillieren. Das läßt sich durch Vervielfachen der letzteren Korrekturen durch einen Faktor vermeiden, der weniger als 1 ist und stetig für fortschreitende Zyklen abfällt.

Das Verfahren kann mathematisch wie folgt dargestellt werden. Die wahre konthuierliobe Verteilungsfunktion ist durch die Gleichung (1) gegeben:

ζ - f(x, y) (1)

Es soll angenommen werden, die Verteilungsfunktion, die in einem Abschnitt der Arbeit erreicht wird, sei

0 0 9 8 0 9/1 172 ~¹³~

ζ¹ = g(ar, y) (2)

die eine diskontinuierliche Funktion darstellt, weil ζ¹ den gleichen Wert für jede Masche haben muß.

Angenommen, ein belieibger Strahl geht duroh η Masohen hinduroh. Wenn z_r der Mittelwert von ζ duroh die r'te Masche ist und ζ die gesamte Absorption (oder Dämpfung) des Strahles in dB, wie gemessen, dann ergibt sioh

z_r (3)

Der Wert für z¹ für jede Masche ist auch aus der vorherigen Arbeit bekannt. Falls kein Strahl durch eine bestimmte Masohe gebt, ist z' =0.

Der mittlere quadratische Fehler für alle Maschen auf einem Strahlenweg wird E geschrieben, wenn

η
a E = X. (z'_r - z_r)² * (4)

und man muß neue Werte z"₂ wählen, um z'_r zu ersetzen, um S auf ein Minimum zu bringen.

Es besteht kein Grund, eine Masche mehr zu begünstigen als eine andere, und daher wird eine Konstante G zu z'_r addiert, wo C unabhängig von r ist und muß von der

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zusätzlichen Information genommen werden, die durob Z geliefert wird, so daß

*"_r = z'_r + C (5)

Mitbin ist der neue Wert für η χ Ε η η

„ τ. r ■ / « » \ ^ζ ν ί , _χΠ,

«— r r ^™* r r 1 1

Ben Minimalwert von E erhält man, wenn C = dem

Mittelwert von z„ - z¹ ist oder

r r

(7)

	η	- ζ« ) c r'	= Ζ/η -	η
C —	Arn—. V ·
	1		1

Mitbin ist

t"_r = ^zt _r + Ζ/η/- Σ ^z'_r (8)

Mit anderen Worten ausgedrückt ist die angelegte Korrektur gleich dem Mittelwert des Fehlers. Wenn keine der η Maschen bisher aufgetreten ist, siid alle ζ ¹^ = O, so daß

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z«_r = Ζ/η (9)

Mit anderen Worten, die Dämpfung ist zunächst gleichmäßig über alle Maschen verteilt. Deshalb wird die Strahlengleichung (8) gleich

r=1 rs
η

Wenn eine Gesamtheit von S Strahlen vorhanden ist, gibt es eine Gesamtheit von S. Gleichungen für einen vollständigen Kreislauf. Falls m die Anzahl der Strahlen in
einem Satz paralleler Strahlen ist und N die Anzahl der
Winkel, dann ist

S = m Ή (11)

Falls q die Anzahl vollständiger Kreisläufe, die
der Computer verwendet, bedeutet, dann ist die Gesamtzahl der Strahlenoperationen q S.

Da die Anzahl der Strahlen S pro Kreislauf mehrere

ο
Male der Anzahl der Maschen M = η ist, ist die Anzahl S

von Gleichungen mehrere Male die Anzahl M unabhängiger
Gleichungen.

Es gibt Schwierigkeiten, ein System zu finden, das durch eine Bildraatrix einen äquivalenten Strahl hindureh-

j der tatsächlich eine konstante Breite beeitzt und 00980 9/1172

der auch die richtige Anzahl von Bildelementen auf seinem Weg-oder seiner Länge enthält. Diese beiden Voraussetzungen sind für eine genaue Computerbereohnung, die sich anschließt, unbedingt notwendig.

Die beiden schlechtesten Fälle sind in Pig. 9e dargestellt, wo in dem einen Fall die Mittellinie 0L1 durch das Quadrat der Matrix senkrecht hindurchgeht und die Mittellinie des Strahls durch die Mitten der Quadrate verläuft. Im anderen Fall verläuft die Mittellinie CL2 zwischen Quadraten hindurch. Im letzteren Fall werden doppelt so viel Quadrate erfaßt wie im ersten, wenn die Quadrate auf der länge des Strahls addiert werden, so daß siob ersichtlich ein Fehler von 2:1 ergäbe.

Um diese Probleme zu lösen, werden die Werte eines jeden Quadrats mit einem Bewertungsfaktor multipliziert, der eine Funktion der Entfernung von der Mitte des Quadrats zur Mittellinie des Strahls ist, d. h. das Quadrat des Strahls 2 in Fig. 9a würde einen Bewertungsfaktor von 0,5 haben. Die Anzahl der beiden Strahlen ist dann gleich.

Fig. 9b zeigt eine Zwischenstellung des Strahls, wobei der Abstand von der Mittellinie ClB des Strahls zu den Mitten zweier berührter Quadrate des Strahls "a" und "b" ist. Die entsprechenden Bewertungsfaktoren "A" und "B" können dann an der Grafik abgelesen werden, und wenn diese beiden addiert werden, müssen sie aus den oben angegebenen

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Gründen. 1 ergeben. Daraus folgt, daß die Teile der Kurven, die mit "x" bezeichnet sind, umgekehrt zu jenen Teilen gezeichnet werden müssen, die mit "yⁿ bezeiohnet Bind, wenn der Bewertungskurvenstrahl und damit die Kurve symmetrisch um die Mittellinie verlaufend angenommen werden soll.

Es läßt siob zeigen, daß eine Bedingung für eine genaue Summierung der Werte der Matrixqiiadrate in Pig. 9o idealisiert ist, und das praktische Äquivalent ist in Pig. 9d gezeigt mit einer Matrix mit einem Strahl unter demselben Winkel. In Pig. 9o ist die Fläche abcd offensichtlich konstant bei irgendeiner Stellung des Schnittpunkts des Strahls und ist eine Punktion des Winkels, mit dem die beiden Strahlen A und B sich sohneiden. In Pig. 9d variieren die beiden Strahlen in ihrer Breite zwischen ein und zwei Quadraten und eine konstante Schnittfläohe wäre ohne die Verwendung eines Bewertungsfaktors unmüglioh. Ss läßt sich mathematisch beweisen, daß für eine bestimmte Eöntgenstrablbreite eine Bewertungskurve existiert, die alle diese Anforderungen erfüllt. Wenn z. B. die Quadrate an dem Schnittpunkt der Strahlen in Pig. 9d mit ihren entsprechenden Bewertungsfaktoren, die der Kurve entnommen sind, multipliziert werden, ergeben sie eine Summe, die proportional der Pläohe abcd in Pig. 9o ist. Es kann jeder Sohaittv/inkel gewählt werden, und der Strahl in Pig. 9b kann Irgendwo

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auf seiner länge geschnitten werden, damit diese Bedingung zutrifft.

Die Bewertungsfaktorkurve kann zu einer Tabelle von etwa 20 Werten umgewandelt werden, auf die der Computer während seiner Berechnungen Bezug nehmen kenn» ohne daß dadurch die Genauigkeit des Systems wesentlich leidet.

In dem Beispiel, welches in Fig. 3 dargestellt ist, ist nur ein Detektor 7 gezeigt. Wenn jedoch ein fächerförmiger Streifen eines Strahles verwandt wird mit einer Gruppe von Detektoren, von denen ein jeder eine Strahlung aus einem der Wege mit einer kleinen Querschnittsfläche empfängt, dann muß zur Lösung der Gleichungen wegen des Effektes der Konturenstreuung eine Korrektur vorgenommen werden, jedoch läßt sich das in vielen Palten durch entsprechende Bemessung des Abstandes zwischen den Detektoren vermeiden.

Wie bereits oben erwähnt, ist der Unterschied der Absorption zwischen verschiedenen Materialien sehr klein. Erfindungsgemäß kann man Jedoch den Kontrast des zu erzielenden Bildes so ausgestalten, daß er den vollen Bereioh von schwarz bis weis überspannt, der nur diesera kleinen Absorptionswertbereich, der interessiert _P entspricht.

Bei allen RöntgenstrahlenuntersuchungBgeräten ist es wesentlich» daß der Patient keiner Überdosie an

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lung ausgesetzt wird. In dieser Hinsicht ist die Verwendung eines Scintillators oder eines Scintillationszäblers vorteilhaft, da seine Wirkungsweise und Genauigkeit zur Feststellung von Röntgenstrahlung mehrere Größenordnungen besser ist als jene des fotografischen Films. Das maximale Detail, welches in einem Bild enthalten ist, ist eine Funktion der Anzahl der Zählungen pro Ablesung durch den Scintillationszähler über die Kante des Körpers. Aufgrund der Begrenzung der zulässigen Anzahl der Zählungen pro Ablesung wäre es nicht möglich, ein Bild zu erzeugen, das denselben Grad an Auflösung besitzt wie ein Fernsehbild, wenn man einen lebenden Körper untersucht, obgleich ein Bild mit einer hohen Auflösung eines leblosen Körpers erzeugt werden kann. Außerdem ist es bei der Untersuchung lebender Körper normalerweise nicht notwendig, ein Bild des ganzen Körpers zu haben, welches eine hohe Auflösung besitzt. Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann zur Erzeugung eines Bildes verwandt werden, welches eine hohe Auflösung in dem Gebiet unmittelbaren Interesses besitzt und eine geringere Auflösung in den umgebenden Bereichen. Wie z. B. in Fig. 5 gezeigt, können die Strahlungsquelle 6 und der Detektor 7 so angeordnet werden, daß sie eine kreisförmige Abtastung ausführen, was durch den Pfeil 15 veranschaulicht ist, der um die Kante des Körpers herumführt, der so angeordnet ist, daß das interessierende

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Gebiet in der Nabe der Mitte des Strahles liegt. Durob Mittlung der Anzahl der Zählungen über einen kleinen Rotationswinkel können mittlere Absorptionswerte für Fläohen berechnet werden, die von dem Winkel eingeschlossen sind, beispielsweise die sobraffiert gezeichnete Fläche. Aus Mg. 5 ergibt sich klar, daß in der Nähe der Kante oder des Randes des Körpers nur eine relativ kleine Anzahl großer Flächenelemente untersuoht werden, kann, wogegen in der Mitte eine große Anzahl von kleinen Pläobenelementen untersucht werden kann. Das entstehende Bild besitzt folglich eine höhere Auflösung in der Nähe des Mittelpunkts und eine geringere Auflösung in der Nähe der Ränder. Bei der Erzeugung des Bildes können diese Funkte einfach in polaren Koordinaten aufgezeichnet werden. Wie bei dem Beispiel naoh Fig. 3 ist eine große Anzahl von Abtastungen erforderlich, um ausreichende Informationen zu erzeugen. Bei der Ausgestaltung nach Fig. 5 können die zusätzlichen Abtastungen durch Oberlagerung einer langsamen Rotationsbewegung mit Verschiebungen der Achse der Rotation erzeugt werden, so daß der Mittelpunkt der Hauptabtastbewegung einen Kreis kleinen Durchmessers beschreibt. Sie kann z. B. eine Spirale sein, welche an der Kante des äußeren Kreises beginnt und sehr schnell auf die Mitte hin fortschreitet und dann eine langsame Spirale im Bereiche der Mitte ausführt. Das kann komplizierter sein,

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vorausgesetzt, da8 der Zweck einer gleichmäßigen Erfassung im Mittelpunkt erreicht wird.

In Fig. 6a der Zeichnung ist ein Röntgenstrahlrobr

20 gezeigt, von dem die Strahlen durch zwei Kollimatoren

21 und 22 hindurohtreten. Der Kollimator 21 ist mit einem weiteren Kollimator 23 axial ausgerichtet. Zwischen den Kollimatoren 22 und 24 ist eine Blinddämpfung 25 angeordnet. Zwisohen den Kollimatoren 21 und 23 ist ein Spalt für die Aufnahme des mit den Röntgenstrahlen eu untersuchenden Körpers angeordnet und im dargestellten Beispiel liegt in diesem Spalt ein Kunststoffblock 26 mit einer mittleren öffnung 27» in welcher der mit den Röntgenstrahlen zu untersuobende Körper enthalten ist. Sas Kunststoffmaterial kann z. B. Perspex sein. Zwei Sointillatoren 28 und 29 liegen an den Enden der Kollimatoren 23, 24 und diese stehen über ein Lichtrohr 30 mit einem Fotovervielfacher 31 in Verbindung. Ein Zerhaoker 33, der von einem Elektromotor 34 angetrieben wird, läßt die Strahlen abwechselnd durch die Kollimatoren 21 und 22 hindurch, so daß sich Scintillatkmen in den Sointillatoren 28 und 29 ergeben, die durch den Fotovervielfacher 31 festgestellt werden. Venn, das Gerät im Betrieb ist, werden die Kollimatoren 21 bis 24, die Blinddämpfung 25, die Sointillatoren 28 und 29 und das Mohtrohr 30 mit dem Fotovervielfacher 31» der Zerhaoker 33 und der Elektromotor 34 über einen Winkel -?ersobwenkt_t

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dsr duroh den Blook 26 gegeben ist. Die Röntgenstrablenquelle 20 nimmt an dieser Oszillationsbewegung nicht teil, da sie einen Strahl erzeugt, der breit genug ist, den Block 26 abzutasten. Jedoch ist die gesamte Einrichtung so ausgestaltet, daß sie langsam um den zu untersuchenden Körper schwingt. Dieser Körper ist duroh die Linie 32 angedeutet.

Die Verwendung des Scintillators 29 und der Blind-

" dämpfung 25 gibt einen Bezugswert für den Fotovervielfacher 31. Das Material der Blinddämpfung 25 ist so ausgewählt, daß es eine ähnliche Absorptionseigenscbaft aufweist wie das des Körpers 32, der zu untersuchen ist, so daß man genaue Transmissionsablesungen aus der Röntgenstrahlung erhält, welche durch den Körper hindurchgeht, die im wesentlichen unabhängig von der Röntgenstrablenintensität ist. Das Materiel in der Blinddämpfung 25 kompensiert in einem gewissen Umfang die Spektrumsverschiebung der Röntgenstrab-

k lenröhre. Die öffnung 27 zwischen dem Körper und dem Block ist mit einem Sack ausgefüllt, der Wasser enthält, so daß die Strahlenintensität, die von dens Scintillator 28 empfangen wird, so konstant wie möglich gehalten ist, wenn sie den Körper 32 durchdringt, wodurch der Bereich der Ablesungen, dea der Fotovervidfacher 31 zu bewältigen hat, verringert wird. Die Vorrichtung kanu zu Beginn kalibriert sein, indem man eisen ruaitn, homogenen Körper in die Aus-

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nehmung des Blockes 26 einsetzt. Pig. 6b zeigt ein ähnliches System, aber der Zerhaoker ist weggefallen und zwei getrennte Detektoren dienen zur Messung der Strahlenquelle und der Ablesung durch den Körper hindurch.

Die Abwandlung der Ausgestaltung nach Pig. 6a, die in Pig. 7 gezeigt ist, dient zur Verringerung der Zeit, die zur Ausführung einer vollen Untersuchung notwendig ist. In Pig. 7 ist eine Serie von Potovervielfachern 3I₁, 31₂··· verwendet anstelle eines einzigen Potovervielfaohers 31 in Pig. 6. Die Potovervielfaohe oder die Potomultiplikatoren haben einen gemeinsamen Bezugssointillator 29 und ein Lichtrohr 30» Jeder Potomultiplikator besitzt einen speziellen Kollimator zwischen sich und der Röntgenstrahlenquelle 20. Die Kollimatoren sind mit dem Bezugszeichen 21. und 23., im PaHe des Potomultiplikators 31. bezeichnet. In dieser Ausgestaltungsform der Erfindung braucht die Schwingung der Potomultiplikatoren und der zugehörigen Kollimationssysteme nur ein Bruohteil derjenigen zu sein, die in der Vorrichtung nach Pig. 6 aufzuwenden ist. Die Potomultiplikatoren könnten auch etwas weiter unten angeordnet werden, so daß sechs Bilder auf einmal aufgenommen werden können. Wie aus Pig. 8a hervorgeht, werden die Ausgänge der Potomultiplikatoren 3I₁, 312 einer Serie von Verstärkern 4I₁, 41₂··· angelegt und weiter zu einem Serienordner 42 geleitet, der diese Ausgänge der Verstärker in Serie einem Analog/ Digitalumsetzer43 zuführt. Der Digitalausgang des Wandlers

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43 wird einem mathematischen Aufzeiohnungsband 44 zugeführt und dann zu einem Digitalrechner 45 geleitet, der so programmiert ist, daß er die Absorptionskoeffizienten der Elemente einer Matrix errechnet, die in dem zu untersuchenden Körper 32 übereinanderliegen. Die Koeffizienten, die von dem Digitalrechner 45 errechnet sind, werden auf einem weiteren Magnetband 46 aufgezeichnet, von welobem sie einem Bildwahlkontrollgerät 47 zugeführt werden. Die Bandaufzeichnung, die von dem Rechner 45 erzeugt wird, kann auf dem Band 44 aufgezeichnet werden, so daß der Aufze lohner 46 überflüssig wird. Der Ausgang der Vorrichtung 47 wird einem Digital/Analogumsetzer 48 zugeführt und weiter zu einer Steuerschaltung 49 mit einem Bedienungsknopf 50, durch den die Lage des Kontrastfensters gesteuert wird und einem weiteren Bedienungsknopf 51, mit dem die Breite des Fensters gesteuert wird. Der Ausgang des Steuerkreises 49 wird einer Anzeigevorrichtung 52 zugeführt, die ein Kathodenstrahlrohr und einen Schirm 53 enthält. Die Anzeigevorrichtung 52 ist so ausgestaltet, daß sie auf die Ausgangssignale des Digitalrechners anspricht und eine sichtbare Anzeige eines Querschnitts des zu untersuchenden Objekts liefert. Der Ausdruok "Fenster" bezeichnet den Bereich der Signalamplituden, der der Anzeigevorrichtung 52 zur Anzeige zugeführt wird und die Vorrichtung 52 ist derart ausgestaltet, daß verschiedene Absorptionskoeffizienten

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auf einer Skala, die von schwarz bis weiß reicht, angezeigt werden können. Der Knopf 51 für die Kontrastfensterbreite maobt es möglich, die volle Skala von sobwarz bis weiß in Anspruch zu nehmen für einen kleinen oder großen kritischen Bereich von Absorptionskoeffizienten, und der Beobachter kann die Lage des Fensters durch Verstellen des Knopfes 50 von Hand variieren. Sie Pig. 8b, 8o und 8d veranschaulichen den Effekt der variablen Breite und Lage des Pensters. Die Werte der Absorptionskoeffizienten sind in der vertikalen Skala dieser Figuren aufgetragen. Fig. 8b zeigt den Fall, in welchem ein breites Fenster verwandt wird, d. fa. in weMjem der Schwarz/YeiB-Bereioh einen weiten Bereich von Werten von Absorptionskoeffizienten überdeckt. Falls Signale, die das Spitzenweiß übersteigen, entfernt werden, z. B. durch Limitierung, wird nur das Gewebe und der Tumor auf dem Bild gezeigt. Wenn jedoch der Absorptionskoeffizient des Tumors nur 10 f> größer ist als der des Gewebes, erscheinen beide grau, und es ist schwierig, zwisohen ihnen zu unterscheiden. Fig. 8o zeigt die Wirkung der Verwendung eines schmalen Fensters. In diesen Fall ist es nicht möglich, zwisohen Knochen und Tumor zu unterscheiden, aber es ist leicht, zwischen Gewebe einerseits und Knochen und Tumor andererseits zu untersoheiden. Falls Signale, die das SpitzenweiS übersteigen, entfernt werden, erscheint nur das Gewebe im Bild.

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Fig. 8d sseigt den Effekt der Veränderung der Lage des schmalen Fensters, welches in Fig. 8c verwandt wurde. Der Tumor ersobeint nun grau, während das Gewebe die schwarze Spitze übersteigt und der Knochen die weiße Spitze. Wenn also Signale, die die weiße oder die schwarze Spitze übersteigen, entfernt werden, erscheint nur der Tumor im Bild. Durch eltsprechende Betätigung des breiten Bedienungsknopfes 51 und des Stellungsbedienungsknopfes bat die Bedienungsperson die Möglichkeit, aus dem endgültigen Bild alles das auszuscheiden, was er nicht zu untersuchen wünscht. Die Anzeigeeinrichtung kann auob Mittel enthalten, dusfa die vier Darstellungen verschiedener Querschnitte gezeigt werden können, und schließlich kann die Ausgestaltung auch so getroffen werden, daß die Bedienungsperson bei einer Darstellung verweilen kann. Ss kann ein Rohr mit einer langen Naohglübzeit verwandt werden und das Bild wird durch kontinuierliches Torwarts- und Rückwärtsbewegen des Banddecks ergänzt. Der Digitalrechner 4-5 kann ein einfacher Leituagsrecbner sein und von den Magnetbandaufzeichnern 44 und 46 entfernt angeordnet sein, mit denen er über eine geeignete Leitung verbunden ist. Andererseits können die Magnetbandaufzeichner auch so ausgestaltet sein, daß sie Informationen zur Rechnung und zur Anzeige zu bestimmten Zeiten aufzeichnen.

Tu manchen fällen, feaaa es zweckmäßiger sein, eine direkte Anzeige zu halsen» Diese kann einen Kathodenstrahl-

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robrspeioher umfassen, mit welchem Daten in analoger Form gespeichert werden. Vorzugsweise sollte das Rohr große Sohirmkapazitätswerte haben, so daß die gespeicherte Information, ohne merkliche Änderungen in ihrem Wert zu bewirken, abgefragt werden kann. Solche Rohre werden im allgemeinen zur Erzeugung heller Radaranzeigen benutzt. Die Summierung und Berechnung der empfangenen Werte des Sathodenstrahlrohres können duroh einen einfachen Akkumulator und Komparator, die in Serie geschaltet sind, durchgeführt werden und die AusgangsrUokkopplung zum Kathodenstrahlrohr, um die erforderlichen kleinen Zusätze zu den Änderungen zu erhalten, kann über den Schirm aufgebaut werden. In einem solchen Fall ist ein Digitalrechner nicht erforderlioh.

In den oben beschriebenen Beispielen der Erfindung stellen die Detektoren die Transmission der Strahlung auf einer Vielzahl von Wegen fest, die koplanar zur Matrix liegen. In manohen Fällen können wenigstens einige dieser Wege schräg zu der Ebene der Matrix verlaufen, wodurch die Genauigkeit erhöht wird wegen der Zunahme der Anzahl der erzeugten Gleichungen. Derartige schräge Wege können auch verwandt werden, wenn es notwendig ist, die Transmissionsoder die Absorptionskoeffizienten der Elemente einer dreidimensionalen Matrix zu bestimmen.

Ein bedeutender Vorteil der Erfindung ist der, daß der Körper pro Bild einer erheblioh kleineren Strahlung

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ausgesetzt wird, da nur ein sohmaler Streifen bestrahlt wird, wogegen bei den anderen Verfahren eine Fläohe der Strahlung ausgesetzt ist, die der Größe des Bildes entspricht. Au8erdem verwendet die vorliegende Erfindung ein Verfahren, naob welchem die empfangenen Informationen deobiffriert werden, was viel wirkungsvoller ist als die anderen Verfahren, so daß wesentlich mehr Informationen bei derselben Strablungsdosis erbalten werden können.

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Claims

Patentansprüche

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1. Verfahren zur Untersuchung eines Körpers vermittels Strahlung, beispielsweise X- oder f-Strahlung, zur Bestimmung der Absorption oder der Transmission einer wenigstens zweidimensionalen Matrix eines Elements des Körpers, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper der Strahlung von einer Hehrzahl verschiedener Richtungen ausgesetzt wird, die Transmission der Strahlung auf einer Mehrzahl von Wegen verhältnismäßig kleiner Querschnittsfläohe duroh den Körper bestimmt wird, wobei die Richtungen und die Anzahl der Wege so gewählt sind, daß jedes Element der Matrix von einer Gruppe solober Wege geschnitten wird, wobei die Wege wiederum verschiedene Gruppen von Elementen sohneiden, worauf in Abhängigkeit von der Transmission auf diesen Wegen die Absorption oder Transmission der Elemente der Matrix bestimmt wird.

2. Verfahren naoh Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Matrix zweidimensional ist und wobei die Wege der Strhlen koplanar zur Matrix verlaufen.

3. Verfahren naoh Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Matrix dreidimensional ist und die Wege in einer Mehrzahl von parallelen Ebenen angeordnet werden, welche die Matrix sohneiden.

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4. Verfahren naoh Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Matrix plan oder aus einer Vielzahl planer Ebenen zusammengesetzt ist und daß wenigstens ein Teil der Wege schräg zur Ebene oder den Ebenen verläuft.

5c Verfahren naob einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, da3 die Wege eine Serie paralleler Wege in jeder Richtung darstellen.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Wege der Strahlen so ausgewählt sind, daß die Wegdiohte größer ist in einem ausgewählten Bereich der Matrix als in einem anderen Bereich der Matrix.

7. Verfahren naob einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die !Fransmission verschiedener Wege vermittels einer Mehrzahl von Detektoren festgestellt wird, wobei jeder eine relativ kleine wirksame öffnung besitzt, wobei die Anzahl von Detektoren so angeordnet wird, da8 sie die Trasismissionsstrahlung des Körpers aufnimmt, die von einer einzelnen Strahlungsquelle ausgebt.

8. Verfahren naob Anspruch I₃ dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungsquelle dee Detektors relativ gum Körper rotiert, wodurch die Rlobtnog eier StEsisiaaggwege geändert wisdl.

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9, Verfahren naoh einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungswege durch einen Strahlungsstrahl verhältnismäßig kleiner Quersobnittsfläohe definiert wird, der den Körper abtastet.

(10.)Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 bis 9» daduroh gekennzeichnet, daß eine Strahlungsquelle (6, 20) vorgesehen ist, mit der der Körper einer Bestrahlung aus einer Vielzahl verschiedener Richtungen ausgesetzt ist und die Transmission der Strahlung verbaltnismäBig kleiner Quersohnittsflache, die durch den Körper hindurohgeht, auf einen Detektor trifft, wobei der Detektor relativ zum Körper bewegt wird, so daß sich Ausgangssignale ergeben, die der Transmission der Strahl lung einer Vielzahl von Strahlungswegen entsprechen; deren Richtung und Anzahl so bemessen sind, daß jedes Element von einer Gruppe dieser Strahlungswege geschnitten wird, die verschiedene Gruppen von Elementen schneiden, und daß Einrichtungen vorgesehen sind, die auf die AusgangsSignaIe ansprechen und eine Darstellung der Absorption oder Transmission der Matrix der Elemente liefern.

11. Vorrichtung nach Anspruoh 10, daduroh gekennzeichnet, daß die Detektoren in einer größeren Anzahl beweglich angeordnet sind, so daß jeder Detektor die Transmission aus einer Vielzahl verschiedener Richtungen aufzunehmen in der Lage ist.

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12. Vorrichtung naoh Anspruch 10 oder 11, dadurob gekennzeiobnet, daß die Detektoren in einer Richtung zur Aufnahme der Transmission einer Vielzahl benachbarter Strahlungswege, die sich nicht schneiden, bewegt werden, wobei die Strahlungsquelle und die Detektoren zusammen um den Körper herumbewegt werden und die Detektoren die Transmission auf einer Folge von Strablungswegen feststellen, die mit anderen Strablungswegen sich schneiden.

13. Vorrichtung naoh Anspruch 12, dadurob gekennzeichnet, daß die erste Bewegung mit Hilfe eines Oszillators erfolgt.

14. Vorrichtung naob Anspruob 10 bis 13, daduroh gekennzeichnet, daß ein Bezugsdetektor vorgesehen ist, der ein Bezugssignal erzeugt, welobes repräsentativ für die Strablund der Strahlungsquelle ist.

13. Vorrichtung naob Anspruch 10 bis 14, dadurob gekennzeichnet, daß die Detektoren so angeordnet sind, daß ihr Bewegungsweg koplanar zur Matrix verläuft.

16. Vorrichtung naob Anspruob 10 bis 14, daduroh gekennzeichnet, daß die Detektoren so angeordnet sind, daß einige in ihrem Bewegungsweg sioh schräg zur Ebene der Matrix bewegen.

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