DE1941433B2

DE1941433B2 - Vorrichtung zur Untersuchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder gamma-Strahlen

Info

Publication number: DE1941433B2
Application number: DE1941433A
Authority: DE
Inventors: Godfrey Newbold Winthorpe Aerodrome Farm Near Newark Nottinghamshire Hounsfield (Grossbritannien)
Original assignee: Electrical and Musical Industries Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1968-08-23
Filing date: 1969-08-14
Publication date: 1975-04-24
Also published as: JPS5421716B1; HK19377A; JPS5551580B1; DE1941433A1; US3778614A; NL6912896A; FR2019365B1; CA949233A; JPS5415675B1; US4399509A; DE1941433C3; NL172400C; JPS5444640B1; JPS5729178B1; GB1283915A; JPS521274B1; JPS6246171B1; NL172400B; FR2019365A1; CA949233B

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Unter-

suchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder --Strahlen zur Auswertung eines über eine Schnittebene des Körpers sich verändernden Absorptionskoeffizienien, mit einer Strahlungsquelle und mit einem Auffänger mit Kollimator für ein enges Strahlenbündel, wobei der Auffänger und die Strahlungsquelle einerseits und der Körper andererseits relativ zueinander bewegbar sind, derart, daß Ausgangssignale entsprechend der Absorption von Strahlen durch den Körper für verschiedene Winkel- und Lateralstellungen gewonnen werden können.

Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung können dazu benutzt werden, radiografische Aufzc'chnunpen in irgendeiner bekannten Form zu erzeugen, beispielsweise Bilder auf einer Kathodenstraiiirdhrc oüer 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 die dann anschließend zum Aufzeichnen der »Konturen« verwendet werden kann.

Bei der Aufnahme eines Röntgenbildes wird der dreidimensionale Raum auf einer zweidimensionalen Fläche abgebildet, wobei Informationen der dritten Dimension verlorengehen. Um diesen Nachteil zu beseitigen, hat man in der Röntgentechnik ein Verfahren entwickelt, das als Tomografie bekanntgeworden ist. Danach werden die Strahlungsquelle und der Röntgenfilm während der Aufnahme gegenläufig um eine Achse, die durch den zu untersuchenden Körper verläuft, synchron bewegt, derart, daß lediglich die Elemente einer die Achse enthaltenden Ebene des Körpers auf dem Film abgebildet werden. Dieses Verfahren hat jedoch den Nachteil, daß die Informationen aus den anderen Ebenen verlorengehen.

Durch die beiden Veröffentlichungen von Λ. M. Cormack mit dem Titel »Representation of a Function by its Line Integrals with some Radiological Applications« in der Zeitschrift »Journal of Applied Physics«, Bd. 34, Nr. 9, S. 2722 bis 2727, und Bd. 35, N 10, S. 2908 bis 2913, ist es bekannt, daß es theoretisch möglich ist, einen variablen Absorptionskoeffizienten in einer Querschnittsebene des Inneren eines Körpers durch ein Verfahren abzuschät-

ten, bei dem ein Strahl durch den Körper entlang unterschiedlichen Pfaden gerichtet und bestimmt wird, wieviel der Strahlung bei Durchwandern jedes Pfades absorbiert worden ist. Der Vorschlag von Corm a c k basiert jedoch auf der Verwendung einer unendlichen Zahl von unendlich feinen Strahlen der Strahlung, so daß sich dadurch ein Aufwand ergibt, der die praktische Ausführung unmöglich macht. In den Veröffentlichungen ist auch keine Information darüber enthalten, wie in der Praxis der Körper durch die Strahlung abgetastet werden kann. Darüber hinaus basiert die Art der Bildrekonstruktion auf Fourierinversion, die eine für klinische Anwendung unannehmbare Zeit erfordern würde.

Ferner ist es bekannt (US-PS 3106 640), einen zu untersuchenden Körper mit relativ langsamer Geschwindigkeit entlang einem linearen Pfad zu bewegen, während er gleichzeitig mit relativ großer Geschwindigkeit um eine feste Drehachse rotiert, die den linearen Pfad schneidet und senkrecht dazu vcrläuft. Die Rotationsgeschwindigkeit ist so gewählt, daß die Bewegung entlang dem linearen Pfad während einer Umdrehung geringer ist als die Strahlenbreite oder in dieser Größenordnung liegt. Ein Strahl durchdringender Strahlung ist durch den Körper in solcher Weise gerichtet, daß der Strahl senkrecht zur Drehachse verläuft und diese schneidet. Dk von einem Auffänger aufgefangenen Ausgangssignale sind in ein Tiefpaßfilter eingespeist, um die Effekte solcher Körperteile auszublenden, die entfernt von der Drehachse liegen und so mit hoher Geschwindigkeit in den Strahl eintreten und aus ihm austreten. Es entsteht so ein ununterbrochenes Ausgangssignal, das von den Absorptionskoeffizienten aller Punkte entlang der von dem Schnittpunkt zwischen dem Strahl und der Rotationsachse durch den Körper beschriebenen einzelnen Linie abhängt. Diese bekannte Anordnung arbeitet jedoch langsam und nutzt die Strahlung schlecht aus. Da die Wirkung des Tiefpaßfilters gleichbedeutend dem Schmieren oder Verwischen ist, das bei der herkömmlichen Tomografie auftritt, vermag das gewonnene Ausgangssignal kaum mehr anzugeben als die Anwesenheit von dichten Objekten in einer im wesentlichen weniger dichten Umgebung. Darüber hinaus ist dieses von Oldendorf angegebene System in hohem Maße driftanfällig bezüglich der Empfindlichkeit des Empfängers auf einfallende Strahlung. Dies ist um so nachteiliger, als solche Drifteffekte in der Regel relativ schnell ablaufen.

Ein weiterer bekannter Vorschlag stammt von P. B.Slav in (US-PS 34 32 657). Bei diesem Vorschlag wird der zu untersuchende Körper linear durch das Zentrum eines rotierenden Ringraumes geführt, der wenigstens eine Strahlungsquelle und eine zugehörige Auffangvorrichtung aufweist, die diametral gegenüberliegend angeordnet sind. Die Strahlung erstreckt sich so über einen oder mehrere strahlenförmige Pfade durch den Körper, und die zugehörigen Ausgangssignale entsprechen so> den Schattenwerten, die von einer sternförmig abgetasteten punkt- förmigen Strahlungsquelle gewonnen werden. Diese bekannte Einrichtung weist außerdem Mittel zur Beeinflussung der Ausgangssignalc auf, um einen stereoskopischen Effekt zu erzielen. Die Abtasttechnik gestattet jedoch nicht die Rekonstruktion eines Schp.iUbildcs.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Einrichtung zu schaffen, die zur Vermeidung tier Nachteile der bekannten Einrichtungen sehr schnell und ohne starke Strahlung euie Darstellung der Absoiptionskoeffizienten eines Musters von Orten in einem ebenen Gebiet des Inneren eines Körpers mit hoher Gewebeunterscheidung liefert.

Die Lösung dieser Aufgabe besteht darin, daß die Strahlungsquelle und der Auffänger an einem Abtastrahmen bezüglich eines zur Aufnahme des Körpers dienenden Hohlraumes gegenüberliegend angeordnet und wenigstens der Auffänger seitlich bewegbar zur Ausführung einer seitlichen Abtastbewegung und sowohl die Strahlungsquelle als auch der Auffänger zur Änderung der Richtung der seitlichen Abtastbewegung um eine Achse senkrecht zu der Schnittebene drehbar gelagert sind, daß der Abtastrahmen so gesteuert ist, daß für jeden einer Reihe aufeinanderfolgender Drehschritte eine seitliche Abtaslbewegung erfolgt, von der eine Gruppe von Ausgangssignalen abgeleitet wird, die der Durchdringung oder Absorption der benachbarten Strahlenbündel entspricht, wobei aufeinanderfolgende Gruppen solcher Ausgangssignale nach aufeinanderfolgenden Drehschritten abgeleitet :,ind, und daß eine die Schnittebene wiedergebende Matrix zur Speicherung der Ausgangssignale in die ihnen entsprechenden, dem Abtastweg zugeordneten Matrixelemente vorhanden ist, die so am Ende aller Drehschriite in den einzelnen Matrixelementen Werte enthält, die der Gesamtheit der auf diese Matrixelemente entfallenden Ausgangssignale aller Gruppen entsprechen.

Bei der erfindungsgemäßen Lösung erfolgt eine seitliche Abtastbewegung zwischen jeweils zwei aufeinanderfolgenden Schritten der umlaufenden Abtastbewegung. Dadurch können sich Drifteffekte oder Störungen, die z.B. zu Ringmustern führen können, nicht auswirken, sie werden über den gesamten Abtastbereich verteilt und gehen somit in der gewünschten Information unter. Da die erfindungsgemäße Lösung einen Abschätzvorgang mit aufeinanderfolgenden Näherungen durchführt, ergibt sich ein verhältnismäßig geringer Rechenaufwand. Die jeweiligen Werte in den Matrixelementen werden fortwährend nachgebessert, so daß sie sich dem richtigen Wert nähern. Das Aufgliedern oder Verteilen der Störmuster bedeutet im Ergebnis die Begrenzung auf den quadratischen Mittelwert.

Der Matrix ist zweckmäßigerweise ein Verteiler zugeordnet, der die Ausgangssignale zusammen mit Anteilen von Ausgangssignalen anderer Abtastungen auf die Elemente der Matrix entsprechend ihrem zugeordneten Abtastweg verteilt. Durch die gleichzeitige Verteilung der Ausgangssignale zusammen mit Anteilen von Ausgangssignalen anderer Abtastungen erfolgt die Verringerung von Fehlern, die bei Verteilung jeweils nur der Ausgangssignale bei einer Abtastung auf die Matrix entstehen würden.

Eine Weiterbildung der Erfindung besteht darin, daß zur Egalisierung der Ausgangssignale auf dem Abtastrahmen ein Absorptionskörper gehalten ist, dessen Absorptionskoeffizient ungeführ dem mittleren Absorptionskoeffizienten des zu untersuchenden Körpers entspricht und der den zu untersuchenden Körper umgibt. Durch den Absorptionskörper wird vermieden, daß sich z. B. bei Abtastung eines im wesentlichen runden Körpers der Mittelwert des Absorptionskoeffizienten stark mit dem jeweils von den Strahlen durch den Körper durchmcssenen Weg ändert. Bei Drehung des Abtastrahmens bietet sich also

praktisch immer das gleiche Profil den Strahlen dar. Eine andere Weiterbildung der Erfindung besteht darin, daß ein Bezugsabsorptionskörper neben dem zu untersuchenden Körper im Abtastbereich der seitlichen Abtastbewegung angeordnet ist und ein Bczugssiignal bewirkt, das ein Maß für die Intensität der von der Strahlungsquelle empfangenen Strahlung ist. Mit Hilfe dieses Bezugssignals lassen sich Änderungen in der Intensität der Strahlungsqucllen erkennen und kompensieren.

Die in die Matrix eingegebenen Werte können in der verschiedensten Weise ausgewertet werden. Zweckmäßig ist jedoch die Verwendung von Mitteln zur bildlichen Wiedergabe der dem variablen Absorptionskoeffizienten entsprechenden Ausgangssignale, z. B. Drucker oder Bildschirme.

Schließlich ist eine zweckmäßige Weiterbildung der Erfindung, die für sich genommen schon eine Erfindung darstellt, gekennzeichnet durch einen Speicher zur Speicherung von Bcwichtungsfaktoren für den Matrixelementen zugeordnete Schnittgebiete der Strahlenbündel, wobei der Verteiler die Fehlcrsignale in Abhängigkeit von den Werten der jeweiligen Bewichlungsfaktoren auf die Matrixelementc verteilt. Die Bewichtungsfaktoren können in Abhängigkeit von Eigenschaften des zu untersuchenden Körpers oder von interessierenden Einzelheiten des Körpers vorgegeben werden, um so ein Bild mit möglichst guter Information zu erzielen.

An Hand der Zeichnung soll die Erfindung an Ausführungsbeispielen näher erläutert werden.

F i g. 1 zeigt eine mit einer herkömmlichen Röntgeneinrichtung gewonnene Abbildung;

F i g. 2 verdeutlicht das Prinzip der erfindungsgemäßen Gewinnung eines Bildes;

F i g. 3 erläutert die von der erfindungsgemäßen Vorrichtung ausgeführte Abtastung;

Fig. 4 ist ein Blockschaltbild eines Ausführungsbeispiels der Erfindung;

F i g. 5 zeigt eine Abwandlung der von der erfindungsgemäßen Vorrichtung ausgeführten Abtastung; F i g. 6 zeigt schematisch ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung;

F i g. 7 ist eine Abwandlung der Vorrichtung nach Fig.6;

F i g. 8 a zeigt teilweise in Form eines Blockschahbildes die Vorrichtung mit der Abtasteinrichtung nach F i g. 7;

F i g. 8 b, Sc und 8 d zeigen Diagramme zur Erläuterung der Arbeitsweise von Teilen der Vorrichtung nach F i g. 8 a, und

F i g. 9 verdeutlicht die Anwendung der Bewertungsfaktoren für bestimmte Elemente des Bildes.

F i g. 1 zeigt einen Körper 1, der einen Knochen 2 und einen Tumor 3 enthält, die von einer Strahlungsquelle 4 auf einem strahlenempfindlichen Film 5 abgebildet sind, sich dabei aber teilweise überdecken. Die Tönung an irgendeiner Stelle des Films hängt ab von dem Produkt der Durchdringungskoeffizienten aller Elemente, die zwischen diesem Punkt und der Strahlungsquelle 4 liegen. Wenn also der Knochen 2 den niedrigsten Durchdringungskoeffizienten, der Tumor 3 den zweitniedrigsten und das umgebende Material den höchsten besitzt, dann zeigt das Röntgenbild einen dunklen Fleck, wo sich Knochen und Tumor überdecken, einen helleren Fleck dort, wo der Knochen den Tumor überdeckt und einen noch helleren Fleck dort, wo der Tumor den Knochen nicht überdeckt. Diese Flecken sind durch helle Flächen umgeben dort, wo weder Knochen noch Tumor erscheinen. Da die Differenzen zwischen den Durchdringungskoeffizienten von Knochen, Tumor und normalem Gewebe sehr klein sind, sind die Differenzen in der Tönung zwischen den verschiedenen Teilen des Röntgenbildes sehr gering und damit schwierig zu bestimmen.
In Fig. 2 sind ebenfalls ein Körperl, ein Knochen 2 und ein Tumor 3 dargestellt. Die Röntgcnstrahlungsquclle 4 ist durch die Strahlungsquelle 6 ersetzt, die entweder Röntgen- oder y-Strahlen aussendet und die sich von der Strahlungsquelle 4 dadurch unterscheidet, daß sie ein Strahlenbündel sehr kleiner Ouerschnittsflache erzeugt, beispielsweise einer Fläche von 3 mm im Quadrat oder 3 mm Durchmesser, und einen Kollimator enthalten kann, der eine Streuung verringert. Der Film 5 ist durch einen Auffänger? ersetzt, der einen Szintillationszähler und gegebenenfalls auch einen Kollimator enthält. Der Körper 1 wird durch das Strahlenbündel nur in einer Ebene, die in diesem Beispiel 3 mm dick sein kann, über eine Vielzahl von Winkeln abgetastet, wobei der Auffänger 7 so gelagert ist, daß er immer auf die Strahlungsquelle 6 weist.

Fig. 3 verdeutlicht die Abtastung ausführlicher. Wenn nur eine Abtastung in der Ebene durchgeführt werden würde, wäre das Ergebnis gleich dem herkömmlichen Röntgenbild aus einer Ebene, also einem iinicr.förmigen Bild. Alle Objekte auf einer Linie zwischen der Strahlungsquelle 6 und dem Auffänger 7 wurden übereinander liegen. Durch eine große Zahl von Abtastungen kann aber eine ausreichende Information gewonnen werden, durch die der Ab-Sorptionskoeffizient des Materials auf jedem 3-mm-Quadrat des Materials in der Ebene und die Koordinaten des Materials in der Ebene bestimmt werden können. Obgleich in Fig. 3 nur drei Abtastungen dargcsieiii sind, werden selbstverständlich in der Praxis erheblich mehr Abtastungen durchgeführt.

In jeder Lage des Strahlenbündels bestimmt der Auffänger 7 die Durchdringung des Körpers durch den Röntgenstrahl über einen Pfad relativ schmaler Querschnittsfläche. Die zu untersuchende Ebene wird dabei als eine zweidimensionale Matrix von Elementen angesehen, wobei die Richtungen und die Zahl der Pfade derart gewählt sind, daß jedes Element der Matrix von einer Gruppe von Pfaden geschnitten wird, die verschiedene Gruppen von EIementen schneiden.

Aus den Durchdringungen für alle Pfade bildet der Auffänger 7 Ausgangssignale, aus denen mittels eines digitalen Rechners die Absorptionskoeffizienten für jedes Element der Matrix bestimmt werden, und zwar durch wiederholte Annäherung unter Heranziehung der Durchdringungswerte verschiedener Pfade. Die Ausgangssignale des Rechners dienen der Erzeugung eines Bildes oder einer anderen Darstellung de; Querschnitts in irgendeiner bekannten Form Aufeinandcrfolgende parallele Ebenen können auf diese Weise untersucht werden, und von jeder Ebene kanr ein Bild geschaffen werden, woraus eine Darstellung des gesamten Körpers oder eines größeren Quer Schnitts desselben hergestellt werden kann. Di< Scheiben können nacheinander oder gleichzeitig un ter Verwendung einer Anzahl von Strahlungsquellei und Auffängern, die parallel geschaltet sind, abgeta stet werden. Die Fig 2b bis 2f zeigen die Bilder

die aus der Untersuchung der ebenen Scheiben 5 b bis 5 / des Körpers 1 resultieren.

Fig.4 zeigt ein Blockschaltbild der Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern aus den Ausgangssignalen des Auffängers 7. Das Ausgangssignal des Auffängers 7 ist einem Verstärker und einem Zählere zugeführt, der ein digitales Ausgangssignal liefert. Das Ausgangssignal des Zählers 8 wird in einem Wandler 9 in logarithniische Form umgewandelt und Es sei ein einzelner Querschnitt des Körpers in der .vy-Ebene betrachtet, in der die Absorption pro Entfernungseinheit am Punkt x, y gleich ζ ist, dann ist

ζ = / {x, y)

Es sei ferner angenommen, daß ein einziger Satz Strahlenbündel parallel zur y-Achse verläuft und die Strahlenbündel gleichmäßig um den Betrag I .v von-

auf einem Lochstreifen oder auf einem Magnetband io einander getrennt sind, wobei die Strahlenbündel so

eines Speichers 10 gespeichert, ehe es einem Verteiler 11 zugeführt wird. Der Verteiler 11 enthält einen Rechner und HeICrI für jeden 3-mm-Würfel einer ebenen Scheibe des Körpers 3 eine Digitalzahl, die den Absorptionskoeffizienten des Materials in diesem Würfel darstellt. Diese. Digitalzahlen werden in analoge Form umgewandelt, und zwar in einem Digital-Analog-Wandler 12, und einem Farbtondrucker 13 zur Erzeugung eines Bildes zugeführt. Die Ausangeordnet sind, daß sie eine Breite haben, die etwas größer ist als Λ χ, so daß eine gewisse Überlappung stattfindet. Die optimale Strahlenbündelbreite wird empirisch bestimmt. Für mathematische Überlegungen soll jedoch angenommen werden, daß eine Änderung der Absorption im Bereiche des Abstandes 1 χ vernachlässigt werden kann. Es sei nun angenommen, daß der Querschnitt des Körpers, der zu untersuchen ist, auf zwei Seiten durch die x- und

gangssignale des Rechners können auch in digitaler 20 y-Achsen begrenzt und rechteckig in der Form ist, so Form verbleiben und nach der Zeichenerkcnnungs- daß er in Af quadratische Elemente (Maschen), deren tcchnik mit einem Zeichen verglichen werden, das Kanten parallel zu den Achsen verlaufen, aufgeteilt ebenfalls in digitaler Form vorliegt. werden kann.

Um das angestrebte Ergebnis zu erzielen, wird die Die Gesamtheit der Strahlenbündel kann in Sätze

Absorption auf jedem Pfad von der Durchdringung 25 aufgeteilt werden, von denen ein jeder wiederum aus

auf jedem Pfad und dem Wert der anfanglichen Intensität des Strahlenbündels, das in den Pfad eintritt, abgeleitet. Der lagarithmische Wandler 9 dient zur Erzeugung eines linearen Ausgangssignals, so daß die Gesamlabsorption auf einem Pfad gleich der Summe S der Absorption in jedem kleinen Element des Pfades ist.

Angenommen, 100 parallele Pfade werden für jede von 400 Richtungen verwandt, die gleichmäßig über parallelen oder im wesentlichen parallelen Strahlenbündel mit einem bestimmten Winkel oder mittleren Winkel besteht. Die von Strahlenbündeln eines jeden Satzes abgeleiteten Sätze von diskreten Ausgangssignalen werden in dem Rechner der Reihe nach verarbeitet. Da jedoch nur ungefähr 100 χ 100 Maschen und etwa 400 Winkel innerhalb von 180'' verwandt werden, müssen die Strahlenbündel benachbarter Winkel zu einem Teil dieselben Maschen

180° verteilt sind, dann hat der Rechner des Vertei- 35 erfassen, ihre Absorption wird daher nicht unabhän-

lers Ii 40 000 Zahlen zu verarbeiten, von denen eine jede die Gesamlabsorption auf einem bestimmten Pfade darstellt. Der Querschnitt möge in 100 χ 100 gleiche Maschen aufgeteilt sein, wie auf einem kartesischen Papier. Jede Masche stellt dann ein Element des Körpers dar, jedoch soll der Ausdruck »Masche« für die nachfolgenden mathematischen Überlegungen des besseren Verständnisses wegen beibehalten werden. Der Rechner des Verteilers 11 wird dann so :ig sein. Wurden die Sätze in winkelmäßiger Aufeinanderfolge aufgenommen werden, dann würde das Fehlen der Unabhängigkeit zu einer langsameren Konvergenz führen, als wenn sie unabhängig wären. Der Rechner ist daher so programmiert, daß er die winkelmäßigen verschiedenen Sätze in einer pseudowillkürlichen Ordnung verarbeitet, wobei Winkelabstände von beispielsweise 40° zwischen aufeinanderfolgenden Strahlenbündeln auftreten. Diese Reihen

programmiert, daß er die Absorption für jede der 45 folge soll sicherstellen, daß jeder Winkel nur einmal 10 000 Maschen mit einer Genauigkeit von etwa 1 ° » erfaßt wird innerhalb der 400 Richtungen. Strahlenbündel, die im Winkel dicht beieinanderliegen, erscheinen dann in der vom Rechner vorgesehenen Abtastfolge weit auseinander.

Die Genauigkeit der Auffänger 7 ist begrenzt, se daß die rohen Daten Fehler enthalten, und, da dei vollständige Zyklus von 100 χ 100 Messungen 4- oder 5mal durch den Rechner analysiert wird, die sich ergebenden Zahlen für die Maschen dazu nei-

durchgeht, wobei einigen oder allen diesen Maschen 55 gen. sich zu ändern, zu oszillieren. Das läßt sich der Absorptionswert bereits zugeteilt worden ist, und durch Vervielfachen der späteren Korrekturen mi angenommen, der bereits zugeteilte Wert sei Z₁, wo- einem Faktor vermeiden, der kleiner als 1 ist um gegen die neue Messung ein" Totalabsorption Z₃ er- stetig für fortschreitende Zyklen abfällt, gibt, so wird diesen Werten, die bereits in jeder Ma- Das Verfahren kann mathematisch wie folgt dar

sehe erscheinen, ein Korrekturwert (Z_s - Z₁) 100 60 gestellt werden. Die wahre kontinuierliche Vertei hinzugefügt Somit wird jede Korrektur oder Nach- lungsfunktion ist durch die Gleichung gegeben:

wiedergibt.

Angenommen, ein Strahlenbündel dringt durch einen Satz von /1 100 Maschen, durch die vorher nie ein Strahlenbündel hindurchgegangen ist, und angenommen, die Gesamtabsorption ist Z, so teilt der Verteiler jeder der Maschen einen vorläufigen Wert von Z/100 zu. Angenommen, daß in einem späteren Stadium ein Strahlenbündel durch 100 Maschen hin-

besserung bestimmt durch Anteile vorher verwendeter Ausgangssignale und durch die Ausgangssignale, die den Wert Z„ ergeben. Dieser Vorgang wird dann für alle 4()000"Strah1enbündel durchgeführt, er ergibt eine grobe Annäherung, und um eine Genauigkeit von 1 °/o zu erreichen, muß der Rechner ihn mehrere Male, beispielsweise fünfmal, wiederholen.

O)

Es sei angenommen, die Verteilungsfunktion i einem Abschnitt der Arbeit erreicht den Wert

509 517/1 i

was eine diskontinuierliche Funktion darstellt, weil z' den gleichen Werte für jeden Punkt, d.h. für jede Mdsche, haben muß.

Es sei angenommen, daß ein beliebiges Strahlenbündel durch η Maschen hindurchgeht. Wenn Nz_r der Mittelwert von ζ durch die r-te Masche ist und ζ die gesamte gemessene Absorption des Strahlenbündels, dann ergibt sich

Der Wert für ι für jede Masche ist auch aus der vorherigen Arbeit bekannt. Falls kein Strahlenbündel durch eine bestimmte Masche geht, wird ζ ^;; 0 gemacht.

Der mittlere quadratische Fehler £ für alle Maschen auf einem Strahlenpfad ergibt sich mit

ηE= J (Zr' -ir)'

(4)

und man muß neue Werte z," wählen, um :/ zu ersetzen, um E auf ein Minimum zu bringen.

Es besteht kein Grund, eine Masche mehr zu begünstigen als eine andere, und daher wird eine Konstante C zu z/ addiert, wobei C unabhängig von r ist und von der zusätzlichen Information gewonnen werden muß, die durch Z geliefert wird. Somit ist

Z_r" = ?.; 4- C

Mithin ist der neue Wert für η Ε

(5)

η E = JT (Z" - Zr)- = JT (Z/ - Z, ■' C)- (6) 1 1

Den Minimalwert von E erhält man, wenn C gleich dem Mittelwert von z_r — z/ ist oder

Mithin ist

= Z/n -

(7)

= z/

Z, η

(8)

zahl der Strahlenbündel in einem Satz paralleler Strahlen ist und N die Anzahl der Winkel, dann ist

S = m N

(H)

Mit anderen Worten ausgedrückt, ist der angelegte Korrekturwert gleich dem Mittelwert des Fehlers Wenn keine der η Maschen bisher aufgetreten ist, sind alle z/ gleich 0, so daß gilt:

z_r" = ZIn (9)

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

ZrC Z_r

ZJn--

(10)

Wenn eine Gesamtheit von S Strahlenbündeln vorhanden ist, gibt es eine Gesamtheit von 5 Gleichungen für einen vollständigen Zyklus. Falls m die An Ist q die Anzahl vollständiger Zyklen, die der Rechner verwendet, dann ist die Gesamtzahl der Strahlenbündeloperation q S.

Da die Anzahl der Strahlenbündel S pro Zyklus ein Mehrfaches der Anzahl der Maschen M ist, ist ίο die Anzahl .S¹ von Gleichungen ein Mehrfaches der Anzahl M unabhängiger Gleichungen.

Es gibt Schwierigkeiten, ein System zu finden, das durch eine Bildmatrix ein äquivalentes Strahlenbündel hindurchsendet, das tatsächlich eine konstante Breite besitzt und das auch die richtige Anzahl von Bildelementen auf seinem Pfad oder seiner Länge enthält. Diese beiden Voraussetzungen sind für eine genaue Berechnung, die sich anschließt, unbedingt notwendig.

Die beiden schlechtesten Fälle sind in F i g. 9 a dargestellt, wo in dem einen Fall die Mittellinie CL 1 durch die Quadrate der Matrix senkrecht hindurchgeht und die Mittellinie des Strahlenbündels durch die Zentren der Quadrate verläuft. Im anderen Fall verläuft die Mittellinie CL 2 zwischen Quadraten hindurch. Im letzteren Fall würden doppelt soviel Quadrate erfaßt wie im ersten, wenn die Quadrate über die Länge des Strahlenbündel addiert werden, so daß sich ersichtlich ein Fehler von 2 : 1 ergäbe. Eine Verbesserung wird durch ein wesentliches zusätzliches Merkmal, die für sich genommen erfinderisch ist, erreicht, gemäß dem die Werte eines jeden Quadrats mit einem Bewichtungsfaktor multipliziert werden, der eine Funktion der Entfernung von der Mitte des Quadrats zur Mittellinie des Strahlenbündels ist, d.h.. daß das Quadrat des Strahlenbündels2 in F i g. 9 a einen Bewichtungsfaktor von 0,5 haben würde. Die sich ergebende Summe der Zahlen in den beiden Sirahlenbündeln ist dann gleich.

Fig. 9 b zeigt eine Zwischenstellung des Strahlenbündels, wobei der Abstand von der Mi'tellinic CLB des Strahlenbündels zu den Zentren zweier berührter Quadrate des Strahlenbündels jeweils »0« und -ab« ist. Die entsprechenden Bewichtungsfaktoren ».4« und »ß« können dann von der grafischen Darstellung abgelesen werden, und sie müssen, wenn sie addiert werden, aus den oben angegebenen Gründen 1 ergeben. Daraus folgt, daß die Teile der Kurven, die mit ».v« bezeichnet sind, umgekehrt zu jenen Teilen gezeichnet werden müssen, die mit »y« bezeichnet sind, wenn die Kurve symmetrisch zu der Mittellinie verlaufend angenommen wird.

Eine Bedingung für eine genaue Summierung dei Werte der Matrixquadrate ist in F i g. 9 c idealisiert dargestellt, das praktische Äquivalent ist in Fig.9d gezeigt unter Verwendung einer Matrix mit einem Strahlenbündel unter demselben Winkel. Die Fläche abcd ist konstant bei verschiedenen Orten des Schnittpunkts des Strahlenbündels und eine Funktion des Winkels, mit dem sich die beiden Strahlen bündel/l undß schneiden. In Fig.9d variieren die beiden Strahlenbündel in ihrer Breite zwischen eir und zwei Quadraten, eine konstante Schnittflächt wäre ohne die Verwendung eines Bewichtungsfaktor! unmöglich. Es läßt sich mathematisch nachweisen daß es für eine bestimmte Strahlenbündelbreite eine Bewichtungskurve gibt, die alle diese Anforderunger erfüllt. Wenn 7. B. die Quadrate an dem Schnittpunk

11 12

der Strahlenbündel in F i g. 9 d mit ihren entspre- Flächenelemente, in der Mitte dagegen eine große

chenden Bewichtungsfaktoren, die der Kurve ent- Anzahl von kleinen Flächenelementen untersucht

nommen sind, multipliziert werden, so ergeben sie werden kann. Das entstehende Bild besitzt folglich

eine Summe, die proportional der Fläche abcd ist. Es eine höhere Auflösung in der Nähe des Zentrums

kann jeder Schnittwinkel gewählt und das Strahlen- 5 und eine geringere Auflösung in der Nähe der Rän-

bündel irgendwo auf seiner Länge geschnitten wer- der. Bei der Erzeugung des Bildes können diese

den, damit diese Bedingung erfüllt ist. Punkte einfach in polaren Koordinaten aufgezeichnet

Die Bewichtungsfaktorkurve kann in eine Tabelle werden. Wie bei dem Beispiel nach F i g. 3 ist eine von etwa 20 Werten aufgeteilt werden, auf die der große Anzahl von Abtastungen erforderlich, um aus-Rechner während seiner Berechnungen Bezug neh- io reichende Informationen zu gewinnen. Bei der Ausmen kann, ohne daß dadurch die Genauigkeit des gestaltung nach F i g. 5 können die zusätzlichen AbSystems wesentlich leidet. lastungen durch Überlagerung einer langsamen Rota-

In dem Beispiel gemäß Fig. 3 ist nur ein Auffän- tionsbewegung mit Verschiebungen entlang der

ger7 gezeigt. Wenn jedoch ein fächerförmiges Strah- Achse der Rotation bewirkt werden, so daß der Mit-

lenbündel in Verbindung mit einer Gruppe von Auf- 15 telpunkt der Hauptabtastbewegung einen Kreis

fängern verwendet wird, von denen ein jeder nur kleinen Durchmessers beschreibt. Sie kann z.B. eine

Strahlung aus einem der Pfade mit einer kleinen Spirale sein, welche am Rand des äußeren Kreises

Ouerschnittsfläche empfängt, dann muß zur Lösung beginnt und sehr schnell zur Mitte hin fortschreitet

der Gleichungen wegen des Effektes der Konturen- und dann eine langsame Spirale im Bereiche des

streuung eine Korrektur vorgenommen werden, je- 20 Zentrums ausführt. Das kann komplizierter sein, vor-

doch läßt sich das in vielen Fällen durch entspre- ausgesetzt, daß der Zweck einer gleichmäßigen Er-

chende Bemessung des Abstandes zwischen den Auf- fassung im Zentrum erreicht wird.

fängern vermeiden. In F i g. 6 a der Zeichnung ist eine Strahlungs-

Wie bereits oben erwähnt, ist der Unterschied der quelle 20 gezeigt, die z. B. eine Röntgenröhre sein Absorption zwischen verschiedenen Materialien sehr 25 kann und deren Strahlen durch zwei Kollimatoren 21 klein. Erfindungsgemäß kann man jedoch den Kon- und 22 laufen. Der Kollimator 21 fluchtet mit einem traslbereich des zu erzielenden Bildes so wählen, daß weiteren Kollimator 23. In gleicher Weise fluchtet er den vollen Bereich von Schwarz bis Weiß über- der Kollimator 22 mit einem weiteren Kollimator 24. spannt, der nur diesem kleinen Absorptionswertbc- Zwischen den Kollimatoren 22 und 24 ist ein Abreich, der interessiert, entspricht. 30 Sorptionskörper 25 angeordnet. Zwischen den Kolli-

Bei allen Röntgenstrahluntersuchungsgerälen ist es matoren 21 und 23 befindet sich ein Zwischenraum wesentlich, daß der Patient keiner Überdosis an für die Aufnahme des mit den Röntgenstrahlen zu Strahlung ausgesetzt wird. In dieser Hinsicht ist die untersuchenden Körpers. Im dargestellten Beispiel Verwendung eines Szintillationszähler vorteilhaft, befindet sich in diesem Zwischenraum ein Block 26 da seine Wirksamkeit und Genauigkeit zur Feststel- 35 aus Kunststoff mit einem inneren Hohlraum 27, in lung von Röntgenstrahlung mehrere Größenordnun- dem sich ein mit den Röntgenstrahlen zu untersugcn besser ist als jene des fotografischen Films. Die chender Körper 32 befindet. Das Kunststoffmaterial beste Auflösung, die in einem Bild erreichbar ist, ist absorbiert einen bekannten Betrag der aus dem KoI-eine Funktion der Zählrate pro Ablesung durch den limator 22 austretenden Strahlung. Zwei Szintillato-Szintillationszählcr entlang der Kante des Quer- 40 ren 28 und 29 liegen an Hen Enden der Kollimatoren Schnitts des Körpers. Auf Grund der Begrenzung der 23, 24 und stehen über einen Lichtleiter 30 mit zulässigen Zählrate pro Ablesung wäre es nicht mög- einem fotoelektrischen Wandler, beispielsweise lieh, ein Bild zu erzeugen, das denselben Grad an einem Fotovervielfacher 31, in Verbindung. Ein UnAuflösung besitzt wie ein Fernsiehbild, wenn man terbrecher 33 für Röntgenstrahlen ist von einem einen lebenden Körper untersucht, obgleich ein Bild 45 Elektromotor 34 angetrieben und unterbricht abcines nicht lebenden Körpers mit einer hohen Auflö- wechselnd die die Kollimatoren 21 und 22 durchlausung erzeugt werden kann. Außerdem ist es bei der !'enden Strahlenbündel, so daß die Szintillatoren 28 Untersuchung lebender Körper normalerweise nicht und 29 nicht gleichzeitig Licht erzeugen und sich danotwendig, ein Bild hoher Auflösung des ganzen her in dem Fotovervielfacher 31 nicht stören können. Körpers zur Verfügung zu haben. 50 Bei Betrieb werden die Kollimatoren 21 bis 24, der

Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfin- Absorptionskörper 25, die Szintillatoren 28 und 29, dung kann zur Erzeugung eines Bildes verwandt wer- der Lichtleiter 30, der Fotovervielfacher 31, der Unden, welches eine hohe Auflösung in dem Gebiet un- terbrecher 33 und der Elektromotor 34 über einen mittelbaren Interesses besitzt und eine geringere Auf- Winkel geschwenkt, der von dem Block 26 au* lösung in den umgebenden Bereichen. Wie 7. B. in 55 Kunststoff eingenommen wird. Die Strahlungsquelle F i g. 5 gezeigt, können die Strahlungsquelle 6 und 20 nimmt an dieser Schwingbewegung nicht teil, de der Auffänger 7 so angeordnet werden, daß sie eine sie ein Strahlenbündel aussendet, das breit genug ist kreisförmige Abtastung (Pfeil 15) ausführen, die um um den Block 26 zu überstreichen, und der Kollimadie Kante des Querschnitts des Körpers herumführt, tor 21 kleine Strahlenbündel aus dem Gesamtstrahder so angeordnet ist, daß das interessierende Gebiet 60 lenbündel heraustrennt. Zusätzlich kann sich die gein der Nähe der Mitte des Strahlenbündel liegt. samte Anordnung langsam um den zu untersuchen-Durch Mitteilung der Zählrate über einen kleinen Ro- den Körper 32 drehen, wobei der Block 26 dei tationswinkel können mittlere Absorptionswerte für Strahlung bei allen Winkelstellungen im wesentlicher Flächen berechnet werden, die von dem Winkel ein- das gleiche Profil darbietet.

geschlossen sind, beispielsweise die schraffiert ge- 65 Der Szintillator 29 und der Absorptionskörper 2f

zeichnete Fläche. Aus F i g. 5 ergibt sich, daß in der liefern eine Bezugsgröße für den Fotovervielfache;

Nähe der Kante oder des Randes des Querschnitts 31, da, wie bereits erwähnt, die Strahlung bei Durch

des Körpers nur eine relativ kleine Anzahl großer laufen des Absorptionskörpers 25 um einen be

stimmten Betrag geschwächt wird. Das Material des Absorptionskörpers 25 ist so gewählt, daß die Schwächung, die die Strahlung bei Durchlaufen des Absorptionskörpers 25 erfährt, in der gleichen Größenordnung Hegt wie die mittlere Schwächung, die die Strahlung bei Durchlaufen eines Pfades durch den Körper 32 erfährt. Auf diese Weise können Änderungen der Strahlungsintensität der Strahlungsquelle 2ö berücksichtigt oder kompensiert werden, da solche Änderungen in den von dem Fotovervielfaeher 31 erzeugten Ausgangssignalen festgestellt werden. Der Hohlraum 27 zwischen dem Körper 32 und dem Block 26 ist mit einem Sack mit Wasser gefüllt, das die Strahlung in gleichem Ausmaß wie ein lebender Körper dämpft, so daß die von dem Szintillator 28 aufgefangene Strahlung so konstant wie möglich gehalten ist, wenn sie den Körper 32 durchläuft, so daß der Intensitätsbereich, der von dem Fotovervielfacher 31 verarbeitet werden muß, verringert ist. Die Einrichtung kann anfangs durch Einführung eines runden homogenen Körpers in den Hohlraum 27 des Blocks 26 kalibriert werden.

F i g. 6 b zeigt eine ähnliche Einrichtung, jedoch ist der Unterbrecher weggelassen, und es sind zwei getrennte Auffänger vorgesehen, um einmal die durch den Absorptionskörper 25 und einmal die durch den Körper 32 tretende Strahlung zu messen.

Mit der Einrichtung gemäß F i g. 7 läßt sich die Zeit verringern, die für eine vollständige Untersuchung eKorderlich ist. Gemäß F i g. 7 ist eine Reihe von Fotovcrvielfachern 3I₁, 31.,.... an Stelle des einzigen Fotovervielfachers 31 gemäß F i g. 6 verwendet. Jedem Fotovervielfacher ist ein entsprechender Szintillator zugeordnet, jedoch sind diese Szintillatoren aus Gründen der Klarheit in Fig.7 nicht dargestellt. Die Fotovervielfacher haben einen gemeinsamen Szintillator 29 zur Bildung eines Bezugssignals. Ein einzelner Lichtleiter 30 verbindet den Szintillator 29 mit jedem der Fotovervielfacher 31. Jedem Szintillator ist ein besonderer Kollimator 2I₁, 2I₂... vorgeordnet in bezug auf die Strahlungsquelle 20. Der Lichtleiter 30 erscheint in der Zeichnung als unterbrochen, da ihn die Kollimatoren 23, die davor liegen, verdecken. Bei dieser Ausführungsform der Erfindung braucht die Abi.istbewegung der Auffän^er und der zugehörigen Kollimatorsysteme nur einen Teil der bei der Einrichtung nach Fi g. 6 a zu betragen. Die Auffänger können auch senkrecht zur Papierebene der Zeichnung etwas versetzt sein, so daß gleichzeitig sieben Bilder aufgenommen werden können.

Aus F i g. 8 a ist ersichtlich, daß die Ausgangssignale der Fotovervielfacher 3I₁, 32₂... in eine Reihe von Verstärkern 4I₁, 41„... und dann in einen Serienbilder 42 gelangen, der die parallelen Ausgangssignale der Verstärker in eine serielle Form umwandelt und dann die Ausgangsignale in serieller oder Reihenform in einen Analog-Digital-Konverter 43 einspeist. Das digitale Ausgangssignal gelangt in ein Magnclbandaufzcichnungsgcrät 44 und dann in einen digitalen Verteiler (Rechner) 45, der so programmiert ist, daß er in Abhängigkeit von der zuvor beschriebenen Verarbeitungstechnik die Absorptionskoeffizicnten der Elemente einer Matrix berechnet, die in dem untersuchten Körper 32 überlagert sind. Die von dem Verteiler oder Rechner 45 bestimmten Koeffizienten werden durch ein weiteres Magnetbandaufzeichinmgsgcrät 46 aufgezeichnet, von wo sie in eine Steuereinrichtung 47 zur Bildauswahl gelangen. Die von dem Rechner 45 errechneten Koeffizienten können auch in das Magnetbandaufzeichnungsgerät 44 eingespeist werden, das Magnetbandaufzeichnungsgerät 46 ist dann überflüssig. Das Ausgangssigna! der Steuereinrichtung 47 gelangt in einen Digital-Analog-Konverter 48 und dann an einen Steuerkreis 49, der eine von Hand zu betätigende Steuereinrichtung 50 aufweist, um den mittleren Wert des dynamischen Amplitudenbereichs der Signale von dem Digital-Analog-Konverter 48 einzustellen, die auf einer Anzeigeeinrichtung 52 wiedergegeben werden sollen, die eine Kathodenstrahlröhre mit einem Bildschirm 53 enthält. Der Steuerkreis 49 weist außerdem eine von Hand zu betätigende Steuereinrichtung 51 zur Einstellung des gesamten dynamischen Amplitudenbereichs der Signale von dem Digital-Analog-Konverter auf, die auf des Anzeigeeinrichtung 52 wiedergegeben werden sollen. Der mit der Steuereinrichtung 51 ausgewählte Bei eich ist auf den Wert zentriert, der durch Einstellung der Steuereinrichtung 50 ausgewählt ist. Die Anzeigeeinrichtung 52 bildet auf Grund der Ausgangssignale des digitalen Rechners eine bäldliche Wiedergabe des Schnittes des Untersuchungsobjektes. Mit Hilfe der Steuereinrichtungen 50 und 51 können verschiedene Absorptionskoeffizienten innerhalb eines Bereichs von Schwarz bis Weiß von der Anzeigeeinrichtung wiedergegeben werden. Die Steuereinrichtung 51 ermöglicht es, den vollen Kontrastbereich (Schwarz bis Weiß) durch einen kleinen oder großen kritischen Bereich von Absorptionskoeffizienten zu überdecken. Der mittlere Wert des kritischen Bereichs kann durch Anordnung der Steuereinrichtung 50 geändert werden.

Die Fig.8b, 8c, 8d verdeutlichen die Wirkung der Einstellung mit Hilfe der Steuereinrichtungen 50 und 51. Die Werte der Absorptionskoeffizienten sind in diesen Figuren auf der vertikalen Achse aufgetragen. Fig. 8 b zeigt den Fall, daß die Steuereinrichtung 51 so eingestellt ist, daß der Schwarz-Weiß-Bereich einen weiten Bereich von Werten von Absorplionskoeffizientcn überdeckt. Werden Signale, di< Spitzenwcißwertc übersteigen, entfernt, z. B. durcr Begrenzung, so werden auf dem Bildschirm nur Gewebe oder Tumoren wiedergegeben. Da jedoch dei Absorptionskoeffizient eines Tumors nur 10% grö ßer als der von Gewebe ist, erscheinen sie beide al: grau, und es ist schwierig, sie zu unterscheiden F i g. 8 c zeigt den Fall, daß die Steuereinrichtung 51 so eingestellt ist, daß der Schwarz-Weiß-Bereich nu einen geringen Bereich von Werten des Absorptions koeffizienten überdeckt. In diesem Fall ist es nich möglich, zwischen Knochen und Tumor zu unter scheiden, jedoch ist es einfach, zwischen Gewebe um Knochen und Tumor andererseits zu unterscheiden Werden Signale, die Spitzcnweißwerte übersteigen enfeml, so werden nur Gewebe in dem Bild sichtbai F i g. 8 d verdeutlicht die Wirkung der Einstellun der Steuereinrichtung 50, wenn die Steuercinrichtun 51 in der gleichen Stellung bleibt wie in Fig. 8 c Der Tumor erscheint nun als grau, während Geweb den Spitzcnschwarzwert übersteigt und Knochen de Spitzenweißwert übersteigt. Wenn jetzt Spitzenwei und Spitzenschwarz übersteigende Signale entferr werden, so wird auf dem Bildschirm nur der Tumc abgebildet. Es läßt sich somit zeigen, daß durch Eir stellung der Steuereinrichtungen 50 und 51 eine Bc

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15

dienungsperson aus dem vrsprünglichen Bild alles bis auf das Material ausblenden kann, das sie zu untersuchen wünscht. Die Wiedergabeeinnchtung kann auch Mittel zur gleichzeitigen Anzeige von vier Bildern unterschiedlicher Querschnitte aufweisen, und es kann Vorsorge getroffen sein, daß der Betrachter eine Wiedergabe hervorheben kann. Es kann z.B. eine Bildröhre mit langer Nachleuchtzeit verwendet werden, wobei das Bild durch fortwährende Vorwärts- und Rückwärtsläufe des Bandgerätes nachgebessert wird. Der digitale Rechner kann ein »on line«, also speicherfreier Rechner und entfernt von den Magnetbandaufzeichnungsgeräten 44 und 46 angeordnet sein, die über passende Verbindungen angeschlossen sind. Die Magnetbandaufzeichnungsgeräte können auch Informationen speichern, um eine Datenverarbeitung und -wiedergabe zu gewünschten Zeiten zu ermöglichen.

In manchen Fällen mag es zweckmäßig sein, eine direkte Wiedergabe durchzuführen. Dazu kann eine Kathodenstrahlspeicherröhre zum Speichern der Daten in analoger Form verwendet werden. Die Rohre

sollte dabei eine große Schirmkapazitä? -\ben, se daß die gespeicherte Information gele- werden kann, ohne daß irgendeine merkliche Änderung dei Werte auftritt. Solche Röhren werden gewöhnlich dazu verwendet, um helle Radarbilder zu erzielen

ίο Die Summenbildung und Verarbeitung von Werter der Kathodenstrahlspeicherröhre können durch einer einfachen Akkumulator und Vergleicher durchgeführt werden, die seriell arbeiten, wobei das Aus gangssignal an die Kathodenstrahlröhre zurückge

führt wird, um die nötigen kleinen Zusätze zu dei| Änderungen zu erzielen, die über dem Schirm aufge baut werden. Ein digitaler Rechner würde dahe nicht erforderlich sein.

Hierzu 6 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Vorrichtung zur Untersuchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder y-Strahlen zur Auswertung eines sich über eine Schnittebene des Körpers verändernden Absorptionskoeffizienten, mit einer Strahlungsquelle und mit einem Auffänger mit Kollimator für ein enges Strahlenbündel, wobei der Auffänger und die Strahlungsquelle einerseits und der Körper andererseits relativ zueinander bewegbar sind, derart, daß Ausgangssignale entsprechend der Absorption von Strahlen durch den Körper für verschiedene Winkel- und Lateralstellungen gewonnen werden können, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungsquelle (3, 20) und der Auffänger (7, 28, 31) an einem Abtastrahmen bezüglich eines zur Aufnahme des Körpers dienenden Hohlraumes gegenüberliegend angeordnet und wenigstens der Auffänger (7, 28, 31) seitlich bewegbar zur Ausführung einer seitlichen Abtastbewegung und sowohl die Strahlungsquelle (3, 20) als auch der Auffänger (7, 28, 31) zur Änderung der Richtung der seitlichen Abtastbewegung um eine Achse senkrecht zu der Schnittebene drehbar gelagert sind, daß der Abtastrahmen so gesteuert ist, daß für jeden einer Reihe aufeinanderfolgender Drehschritte eine seitliche Abtastbewegung erfolgt, von der eine Gruppe von Ausgangssignalcn abgeleitet wird, die der Durchdringung oder Absorption der benachbarten Strahlenbündel entspricht, wobei aufeinanderfolgende Gruppen solcher Ausgangssignale nach aufeinanderfolgenden Drehschritten abgeleitet sind, und daß eine die Schnittebene wiedergebende Matrix zur Speicherung der Ausgangssignale in die ihr.en entsprechenden, dem Abtastweg zugeordneten Matrixelemente vorhanden ist, die so am Ende aller Drehschritte in den einzelnen Matrixelementen Werte enthält, die der Gesamtheit der auf diese Matrixelemente entfallenden Ausgangssignale aller Gruppen entsprechen.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Matrix ein Verteiler (Ii, 45) zugeordnet ist, der die Ausgangssignale zusammen mit Anteilen von Ausgangssignalen anderer Abtastungen auf die Elemente der Matrix entsprechend ihrem zugeordneten Abtastweg verteilt.

3. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zur Egalisieriing der Ausgangssignale auf dem Abtastrahmen ein Absorptionskörper (26) gehalten ist, dessen Absorptionskoeffizient ungefähr dem mittleren Absorptionskoeffizienten des zu untersuchenden Körpers (32) entspricht und der den zu untersuchenden Körper umgibt.

4. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch einen Bezugsabsorptionskörper (25), der neben dem zu untersuchenden Körper (32) im Abtastbereich der seitlichen Abtastbewegung angeordnet ist und ein BezLigssignal bewirkt, das ein Maß für die Intensität der von der Strahlungsquelle (20) empfangenen Strahlung ist.

5. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch Mittel (13, 52) zur bildlichen Wiedergabe der dem variablen Absorptionskoeffizienten entsprechenden Ausgangssignale.

6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Gesamtzahl der von einem Strahlenbündel abgeleiteten Ausgangssignale die Zahl der Elemente der Matrix beträchtlich übersteigt.

7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch einen Speicher zur Speicherung von Bewichtungsfaktoren für den Matrixelementen zugeordnete Schnittgebiete der Strahlenbündel, wobei der Verteiler (11, 45) die Fehlersignale in Abhängigkeit von den Werten der jeweiligen Bewichtungsfaktoren auf die Matrixelemente verteilt.