DE1941433C3

DE1941433C3 - Vorrichtung zur Untersuchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder γ-Strahlen

Info

Publication number: DE1941433C3
Application number: DE1941433A
Authority: DE
Inventors: Godfrey Newbold Winthorpe Acrodrome Farm Nottinghamshire Hounsfield
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1968-08-23
Filing date: 1969-08-14
Publication date: 1982-01-21
Also published as: JPS5444640B1; DE1941433B2; US3778614A; US4399509A; JPS5421716B1; CA949233A; GB1283915A; CA949233B; JPS5551580B1; JPS5415675B1; FR2019365A1; NL172400C; JPS5729178B1; JPS6246171B1; HK19377A; NL172400B; NL6912896A; DE1941433A1; FR2019365B1; JPS521274B1

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Untersuchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder Gammastrahlen 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 in bezug auf den zu untersuchenden Körper sich einander gegenüberliegen und 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 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 die dann anschließend zum Aufzeichnen der »Konturen« verwendet werden kann. Bei der Aufnahme eines Röntgenbildes wird der

so 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 bekanntge worden 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 A. M. Cormack mit dem Titel »Representation of a Function

μ by its Line Integrals with some Radiological Application« in der Zeitschrift »Journal of Applied Physics«, Bd.34, Nr. 9, S. 2722 bis 2727, und Bd. 35, Nr. 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 abzuschätzen, 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 Cormack 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 31 06 640), 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 verläuft 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. Die 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. Slavin (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 punktförmigen Strahlungsquelle gewonnen werden. Diese bekannte Einrichtung weist außerdem Mittel zur Beeinflussung der Ausgangssignale auf, um einen stereoskopischen Effekt zu erzielen. Die Abtasttechnik gestattet jedoch nicht die Rekonstruktion eines Schnittbildes.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Einrichtung zu schaffen, die zur Vermeidung der Nachteile der bekannten Einrichtungen sehr schnell und ohne starke Strahlung eine Darstellung der Absorptionskoeffizienten 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 angeordnet sind, welcher einen zur Aufnahme des zu untersuchenden Körpers dienenden Hohlraum

ι ο umfaßt, und wenigstens der Auffänger seitlich bewegbar ist 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 Abtastbewegung 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 sind, und daß eine die Schniftebene wiedergebende Matrix zur Speicherung der Ausgangssignale in die ihnen entsprechenden, dem Abtastweg zugeordneten Matrixelemente vorhanden ist wobei mittels eines Rechners aus den Ausgangsrignalen der Auffänger die Absorptionskoeffizienten für jedes Element der Matrix bestimmt werden, und zwar durch wiederholte Nachbesserung unter Heranziehung der Durchdringungswerte verschiedener Abtastwege, so daß die Matrix am Ende aller Drehschritte 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

so 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 Ausgangssignals bei einer Abtastung auf die Matrix entstehen würden.

Eine Weiterbildung der Erfindung besteht darin, daß zur Egalisierung der Ausgangssignale auf dem Abtastrrhmen ein Absorptionskörper gehalten ist, dessen

b5 'Absorptionskoeffizient ungefähr zu dem mittleren Absorptionskoeffizienten des untersuchenden Körpers entspricht und der den zu untersuchenden Körper umgibt. Durch den Absorptionskörper wird vermieden.

daß sich ζ. B. bei Abtastung eines im wesentlichen runden Körpers der Mittelwert des Absorptionskoeffizienten stark mit dem jeweils von den Strahlen durch den Körper durchmessenen 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 Bezugssignal 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 Strahlungsquellen 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 Bewichtungsfaktoren für den Matrixelementen zugeordnete Schnittgebiete der Strahlenbündel, wobei der Verteiler die Fehlersignale in Abhängigkeit von den Werten der jeweiligen Bewichtungsfaktoren auf die Matrixelemente 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;

Fig.3 erläutert die von der erfindungsgemäßen Vorrichtung ausgeführte Abtastung;

F i g. 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;

Fig.7 ist eine Abwandlung der Vorrichtung nach Fig. 6;

F i g. 8a zeigt teilweise in Form eines Blockschaltbildes die Vorrichtung mit der Abtasteinrichtung nach Fig. 7:

Fi g. 8b, 8c und 8d zeigen Diagramme zur Erläuterung der Arbeitsweise von Teilen der Vorrichtung nach Fig.8aund

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 strahlempfindlichen Film 5 abgebildet sind, sich dabei aber teilweise überdecken. Die Tönung an irgendeiner Stelle des Fflms 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 RöntgenbOd einen dunklen Fleck, wo sich Knochen und Tumor überdecken, einen helleren Fleck dort, wo der Knochen den Tumor nicht 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 F i g. 2 sind ebenenfalls ein Körper 1, ein Knochen 2 und ein Tumor 3 dargestellt. Die Röntgenstrahlungsquelle 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 Querschnittsfläche 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 7 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

F i g. 3 verdeutlich 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 linienförmigen Bild. Alle Objekte auf einer Linie zwischen der Strahlungsquelle 6 und dem Auffänger 7 würden übereinander liegen. Durch eine große Zahl von Abtastungen kann aber eine ausreichende Information gewonnen werden, durch die der Absorptionskoeffizient des Materials auf jedem 3mm-Quadrat des Materials in der Ebene und 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 Strahlenbündels bestimmt der Auffänger 7 die Durchdringung des Körpers durch den Röntgenstrahl über einen Pfad relativ schmaler Querschnittsfiäche. 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 Elementen 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 des Querschnitts in irgendeiner bekannten Form. Aufeinanderfolgende parallele Ebenen können auf diese Weise untersucht werden, und von jeder Ebene kann ein BDd geschaffen werden, woraus eine Darstellung des gesamten Körpers oder eines größeren Querschnitts desselben hergestellt werden kann. Die Scheiben können nacheinander oder gleichzeitig unter Verwendung einer Anzahl von Strahlungsquellen und Auffängern, die parallel geschaltet sind, abgetastet werden. Die F i g. 2b bis 2f zeigen die

Bilder, die aus der Untersuchung der ebenen Scheiben 5£>bis5/"des Körpers 1 resultieren.

Fig.4 zeigt ein Blockschaltbild der Vorrichtung zur Erzeugung von Bildern aus den Ausgangssignalen des Aiiffängers 7. Das Ausgangssignal des Auffängers 7 ist einem Verstärker und einem Zähler 8 zugeführt, der ein digitales Ausgangssignal liefert. Das Ausgangssignal des Zählers 8 wird in einem Wandler 9 in logarithmische Form umgewandelt und auf einem Lochstreifen oder auf einem Magnetband eines Speichers 10 gespeichert, ehe es einem Verteiler 11 zugeführt wird. Der Verteiler 11 enthält einen Rechner und liefert für jeden 3mm-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 Ausgangssignale des Rechners können auch in digitaler Form verbleiben und nach der Zeichenerkennungstechnik mit einem Zeichen verglichen werden, das ebenfalls in digitaler Form vorliegt

Um das angestrebte Ergebnis zu erzielen, wird die Absorption auf jedem Pfad von der Durchdringung auf jedem Pfad und dem Wert der anfänglichen Intensität des Strahlenbündels, das in den Pfad eintritt, abgeleitet. Der logarithmische Wandler 9 dient zur Erzeugung eines linearen Ausgangssignals, so daß die Gesamtabsorption 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 180° verteilt sind, dann hat der Rechner des Verteilers 11 40 000 Zahlen zu verarbeiten, von denen eine jede die Gesamtabsorption auf einem bestimmten Pfade darstellt. Der Querschnitt möge in 100x100 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 programmiert, daß er die Absorption für jede der 10 000 Maschen mit einer Genauigkeit von etwa 1% wiedergibt

Angenommen, ein Strahlenbündel dringt durch einen Satz von n=100 Maschen, durch die vorher nie ein Strahlenbündel hindurchgegangen ist, und angenommen, die Gesamtabsorption ist Z, so teilt der Verteiler jeder der Maschen einen vorlaufen Wert von ΖΊ00 zu. Angenommen, daß in einem späteren Stadium ein Strahlenbündel durch 100 Maschen hindurchgeht wobei einigen oder allen diesen Maschen der Absorptionswert bereits zugeteilt worden ist und angenommen, der bereits zugeteilte Wert sei Zi, wogegen die neue Messung eine Totalabsorption Zi ergibt, so wird diesen Werten, die bereits in jeder Masche erscheinen, ein Korrekturwert (Zi-Zi)/100 hinzugefügt Somit wird jede Korrektur oder Nachbesserung bestimmt durch Anteile vorher verwendeter Ausgangssignale und durch die Ausgangssignale, die den Wert Zi ergeben. Dieser Vorgang wird dann für alle 40 000 Strahlenbündel durchgeführt, er ergibt eine grobe Annäherung, und um eine Genauigkeit von 1% zu erreichen, muß der Rechner ihn mehrere Male, beispielsweise fünfmal, wiederholen.

Es sei ein einzelner Querschnitt des Körpers in der xy-Ebene betrachtet, in der die Absorption pro Entfernungseinheit am Punkt x, /gleich ζ ist, dann ist
z=f(x.y)

Es sei ferner angenommen, daß ein einziger Satz Strahlenbündel parallel zur y-Achse verläuft und die Strahlenbündel gleichmäßig um den Betrag Ax voneinander getrennt sind, wobei die Strahlenbündel so angeordnet sind, daß sie eine Breite haben, die etwas größer ist als Ax, 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 Ax vernachlässigt werden kann. Es sei nun angenommen, daß der Querschnitt des Körpers, der zu untersuchen ist, auf zwei Seiten durch die x- und y-Achsen begrenzt und rechteckig in der Form ist, so daß er in M quadratische Elemente (Maschen), deren Kanten parallel zu den Achsen verlaufen, aufgeteilt werden kann.

Die Gesamtheit der Strahlenbündel kann in Sätze aufgeteilt werden, von denen ein jeder wiederum aus parallelen oder im wesentlichen parallelen Strahlenbündeln 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 erfassen, ihre Absorption wird daher nicht unabhängig sein. Würden 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 Reihenfolge soll sicherstellen, daß jeder Winkel nur einmal 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, so daß die rohen Daten Fehler enthalten, da der vollständige Zyklus von 100 χ 100 Messungen 4- oder 5mal durch den Rechner analysiert wird, die sich ergebenden Zahlen für die Maschen dazu neigen, sich zu ändern, zu oszillieren. Das läßt sich durch Vervielfachen der späteren Korrekturen mit einem Faktor vermeiden, der kleiner als 1 ist und stetig für fortschreitende Zyklen abfällt.

Das Verfahren kann mathematisch wie folgt dargestellt werden. Die wahre kontinuierliche Verteilungsfunktion ist durch die Gleichung gegeben:

2 = f(x,y)

Es sei angenommen, die Verteilungsfunktion in einem Abschnitt des Arbeitsganges erreicht den Wert

was eine diskontinuierliche Funktion darstellt weil z¹ den gleichen Werte für jeden Punkt innerhalb einer Masche haben muß.
Es sei angenommen, daß ein beliebiges Strahlenbün-

del durch π Maschen hindurchgeht. Wenn z_r der Mittelwert von ζ durch die r-te Masche ist und Z die gesamte gemessene Absorption des Strahlenbündels, dann ergibt sich

ζ- Σ

Der Wert für z' für jede Masche ist auch aus den vorherigen Arbeitsschritten bekannt. Falls kein Strahlenbündel durch eine bestimmte Masche vorhergegangen ist, wird z'=0 gemacht.

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

und man muß neue Werte z" wählen, um z_r' zu ersetzen, um fauf ein Minimum zu bringen.

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

ϊ; -- K+C (5)

Mithin ist der neue Wert für nE

η n

nE = Σ (Z? - rf = Σ (^r 'Zr+ C)² (6)

Den Minimalwert von £ erhält man, wenn Cgieich dem Mittelwert von z, - z"_r ist oder

Σ fe - 4)

Σ 4

C =

= Ζ/η -

Mithin ist

z"_t = z\ + Z/n -

Σ 4

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

4' = Z/n

Mit anderen Worten, die Absorption ist zunächst gleichmäßig über alle Maschen verteilt Für den s-ten Strahl wird die Gleichung (8) zu

r=l

Wenn eine Gesamtheit von 5 Strahlenbündeln vorhanden ist, gibt es eine Gesamtheit von S

Gleichungen für einen vollständigen Zyklus. Falls m die Anzahl der Strahlenbündel in einem Satz paralleler Strahlen ist und Λ/die Anzahl der Winkel, dann ist

S = mN

(11)

Ist qdie Anzahl vollständiger Zyklen, die der Rechner verwendet, dann ist die Gesamtzahl der Strahlenbündeloperation qS.

to Da die Anzahl der Strahlenbündel S pro Zyklus ein Mehrfaches der Anzahl der Maschen M ist, ist die Anzahl S 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 Fig.9a dargestellt, wo in dem einen Fall die Mittellinie CL1 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 Strahlenbündels 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 Strahlenbündels 2 in F i g. 9a einen Bewichtsfaktor von 0,5 haben würde. Die sich ergebende Summe der Zahlen in den beiden Strahlenbündeln ist dann gleich.

F i g. 9b zeigt eine Zwischenstellung des Strahlenbündels, wobei der Abstand von der Mitellinie CLB des Strahlenbündels zu den Zentren zweier berührter Quadrate des Strahlenbündels jeweils »a« und »Zx< ist Die entsprechenden Bewichtungsfaktoren »Λ« 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 >»λκ< bezeichnet sind, umgekehrt zu jenen Teilen gezeichnet werden müssen, die mit »j*< bezeichnet sind, wenn die Kurve symmetrisch zu der miüeihfiie verlaufend angenommen wird.

Eine Bedingung für eine genaue Summierung der Werte der Matrixquadrate ist in Fig.9c 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 sieb die beiden Strahlenbündel A und B schneiden. In Fig.9d variieren die beiden Strahlenbündel in ihrer Breite zwischen ein und zwei Quadraten, eine konstante Schnittfläche wäre ohne die Verwendung eines Bewkhtungsfaktors unmöglich. Es läßt sich mathematisch nachweisen, daß es für eine bestimmte Strahlenbündelbreite eine Bewichtungskur-

ve gibt, die alle diese Anforderungen erfüllt. Wenn z. B. die Quadrate an dem Schnittpunkt der Strahlenbündel in F i g. 9d mit ihren entsprechenden Bewichtungsfaktoren, die der Kurve entnommen sind, multipliziert werden, so ergeben sie eine Summe, die proportional der Fläche abcdht. Es kann jeder Schnittwinkel gewählt und das Strahlenbündel irgendwo auf seiner Länge geschnitten werden, damit diese Bedingung erfüllt ist.

Die Bewichtungsfaktorkurve kann in eine Tabelle von etwa 20 Werten aufgeteilt werden, auf die der Rechner während seiner Berechnungen Bezug nehmen kann, ohne daß dadurch die Genauigkeit des Systems wesentlich leidet.

In dem Beispiel gemäß F i g. 3 ist nur ein Auffänger 7 gezeigt. Wenn jedoch ein fächerförmiges Strahlenbündel in Verbindung mit einer Gruppe von Auffängern verwendet wird, von denen ein jeder nur Strahlung aus einem der Pfade 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 Fällen durch entsprechende Bemessung des Abstandes zwischen den Auffängern vermeiden.

Wie bereits oben erwähnt, ist der Unterschied der Absorption zwischen verschiedenen Materialien sehr klein. Erfindungsgemäß kann man jedoch den Kontrastbereich des zu erzielenden Bildes so wählen, daß er den vollen Bereich von Schwarz bis Weiß überspannt, der nur diesem kleinen Absorptionswertbereich, der interessiert, entspricht

Bei allen Röntgenstrahluntersuchungsgeräten ist es wesentlich, daß der Patient keiner Überdosis an Strahlung ausgesetzt wird. In dieser Hinsicht ist die Verwendung eines Szintillationszählers vorteilhaft, da seine Wirksamkeit und Genauigkeit zur Feststellung von Röntgenstrahlung mehrere Größenordnungen besser ist als jene des fotografischen Films. Die beste Auflösung, die in einem Bild erreichbar ist, ist eine Funktion der Zählrate pro Ablesung durch den Szintillationszähler entlang der Kante des Querschnitts des Körpers. Auf Grund der Begrenzung der zulässigen Zählrate 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 eines nicht lebenden Körpers mit einer hohen Auflösung erzeugt werden kann. Außerdem ist es bei der Untersuchung lebender Körper normalerweise nicht notwendig, ein Bild hoher Auflösung des ganzen Korpers zur Verfügung zu haben.

Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann zur Erzeugung eines Bildes verwandt werden, welches eine hohe Auflösung in dem Gebiet unmittelbaren Interesses besitzt und είπε geringere Auflösung in den umgebenden Bereichen. Wie z. B. in F i g. 5 gezeigt, können die Strahlungsquelle 6 und der Auffänger 7 so angeordnet werden, daß sie eine kreisförmige Abtastung (Pfeil 14) ausführen, die um die Kante des Querschnitts des Körpers herumführt, der so angeordnet ist, daß das interessierende Gebiet in der Nähe der Mitte des Strahlenbündels liegt Durch Mitteilung der Zählrate über einen kleinen Rotationswinkel können mittlere Absorptionswerte für Flächen berechnet werden, die von dem Winkel eingeschlossen sind, beispielsweise die schraffiert gezeichnete Fläche. Aus F i g. 5 ergibt sich, daß in der Nähe der Kante oder des Randes des Querschnitts des Körpers nur eine relativ kleine Anzahl großer Flächenelemente, in der Mitte dagegen eine große Anzahl von kleinen Flächenelementen untersucht werden kann. Das entstehende Bild besitzt folglich eine höhere Auflösung in der Nähe des Zentrums und eine geringere Auflösung in der Nähe der Ränder. Bei der Erzeugung des Bildes können diese Punkte einfach in polaren Koordinaten aufgezeichnet werden. Wie bei dem Beispiel nach F i g. 3 ist eine große Anzahl von Abtastungen erforderlich, um ausreichende Informationen zu gewinnen. Bei der Ausgestaltung nach F i g. 5 können die zusätzlichen Abtastungen durch

ίο Überlagerung einer langsamen Rotationsbewegung mit Verschiebungen der Achse der kreisförmigen Abtastung bewirkt werden, so daß der Mittelpunkt der Hauptabtastbewegung einen Kreis (Pfeil 15) kleinen Durchmessers beschreibt. Sie kann z. B. eine Spirale sein, welche am Rand des äußeren Kreises beginnt und sehr schnell zur Mitte hin fortschreitet und dann eine langsame Spirale irn Bereiche des Zentrums ausführt. Das kann komplizierter sein, Vorausgesetz, daß der Zweck einer gleichmäßigen Erfassung im Zentrum erreicht wird.

In F i g. 6a der Zeichnung ist eine Strahlungsquelle 20 gezeigt, die z. B. eine Röntgenröhre sein kann und deren Strahlen durch zwei Kollimatoren 21 und 22 laufen. Der Kollimator 21 fluchtet mit einem weiteren Kollimator

23. In gleicher Weise fluchtet der Kollimator 22 mit einem weiteren Kollimator 24. Zwischen den Kollimatoren 22 und 24 ist ein Absorptionskörper 25 angeordnet. Zwischen den Kollimatoren 21 und 23 befinden sich ein Zwischenraum für die Aufnahme des mit den Röntgenstrahlen zu untersuchenden Körpers. Im dargestellten Beispiel befindet sich in diesem Zwischenraum ein Block 26 aus Kunststoff mit einem inneren Hohlraum 27, in dem sich ein mit den Röntgenstrahlen zu untersuchender Körper 32 befindet. Das Kunststoffmaterial absorbiert einen bekannten Betrag, der aus dem Kollimator 22 austretenden Strahlung. Zwei Szintillatoren 28 und 29 liegen an den Enden der Kollimatoren 23, 24 und stehen über einen Lichtleiter 30 mit einem fotoelektrischen Wandler, beispielsweise einem Fotovervielfacher 31, in Verbindung. Ein Unterbrecher 33 für Röntgenstrahlen ist von einem Elektromotor 34 angetrieben und unterbricht abwechselnd die die Kollimatoren 21 und 22 durchlaufenden Strahlenbündel, so daß die Szintillatoren 28 und 29 nicht gleichzeitig

4» Licht erzeugen und sich daher in dem Fotovervielfacher 31 nicht stören können. Bei Betrieb werden die Kollimatoren 2t bis 24, der Absorptionskörper 25, die Szintillatoren 28 und 29 der Lichtleiter 30, der Fotovervielfacher 31, der Unterbrecher 33 und der

so Elektromotor 34 über einen Winkel geschwenkt, der von dem Block 26 aus Kunststoff eingenommen wird. Die Strahlungsquelle 20 nimmt an dieser Schwingbewegung nicht teii, da sie ein Strahlenbündel aussendet, das breit genug ist um den Block 26 zu überstreichen, und der Kollimator 21 kleine Strahlenbündel aus dem Gesamtstrahlenbündel heraustrennt Zusätzlich kann sich die gesamte Anordnung langsam um den zu untersuchenden Körper 32 drehen, wobei der Block 26 der Strahlung bei allen Winkelstellungen im wesentlichen das gleiche Profil darbietet

Der Szintillator 29 und der Absorptionskörper 25 liefern eine Bezugsgröße für den Fotovervielfacher 31, da, wie bereits erwähnt die Strahlung bei Durchlaufen des Absorptionskörpers 25 und einen bestimmten Betrag geschwächt wird. Das Material des Absorptionskörpers 25 Lst so gewählt, daß die Schwächung, die die Strahlung bei Durchlaufen des Absorptionskörpers 25 erfährt, in der gleichen Größenordnung liegt 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 20 berücksichtigt oder kompensiert werden, da solche Änderungen in den von dem Fotovervielfacher 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 >ο 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. 6b 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 erforderlich ist Gemäß F i g. 7 ist eine Reihe von Fotovervielfachern 31i, 3I2 ... 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 F i g. 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 211,2I₂... 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 Abtastbewegung der Auffänger und der zugehörigen Kollimatorsysteme nur einen Teil der bei der Einrichtung nach F i g. 6a 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. 8a ist ersichtlich, daß die Ausgangssignale der Fotovervielfacher 311, 32₂ ... in eine Reihe von Verstärkern 411,4I₂... und dann in einen Serienbildner 42 gelangen, der die parallelen Ausgangssignale der Verstärker in eine serielle Form umwandelt und dann die Ausgangssignale in serieller oder Reihenform in einem Analog-Digital-Konverter 43 einspeist. Das digitale Ausgangssignal gelangt in ein Magnetaufzeichnungsgerät 44 und dann in einen digitalen Verteiler (Rechner) 45, der so programmiert ist, daß er in Abhängigkeit von der zuvor beschriebenen Verarbeitungstechnik die Absorptionskoeffizienten 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 bo weiteres Magnetbandaufzeichnungsgerät 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 _b5 Magnetbandaufzeichnungsgerät 46 ist dann überflüssig. Das Ausgangssignal 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 der Anzeigeeinrichtung 52 wiedergegeben werden sollen. Der mit der Steuereinrichtung 51 ausgewählte Bereich 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 bildliche 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. F i g. 8b zeigt den Fall, daß die Steuereinrichtung 51 so eingestellt ist daß der Schwarz-Weiß-Bereich einen weiten Bereich von Werten von Absorptionskoeffizienten überdeckt. Werden Signale, die Spitzenweißwerte übersteigen, entfernt, z. B. durch Begrenzung, so werden auf dem Bildschirm nur Gewebe oder Tumoren wiedergegeben. Da jedoch die Absorptionskoeffizienten eines Tumors nur 10% größer als der von Gewebe ist, erscheinen sie beide als grau, und es ist schwierig, sie zu unterscheiden. Fig.8c zeigt den Fall, daß die Steuereinrichtung 51 so eingestellt ist, daß der Schwarz-Weiß-Bereich nur einen geringen Bereich von Werten des Absorptionskoeffizienten überdeckt. In diesem Fall ist es nicht möglich, zwischen Knochen und Tumor zu unterscheiden, jedoch ist es einfach, zwischen Gewebe und Knochen einerseits und Tumor andererseits zu unterscheiden. Werden Signale, die Spitzenweißwerte übersteigen, entfernt, so werden nur Gewebe in dem Bild sichtbar. F i g. 8d verdeutlicht die Wirkung der Einstellung der Steuereinrichtung 50, wenn die Steuereinrichtung 51 in der gleichen Stellung bleibt wie in Fig. 8c. Der Tumor erscheint nun als grau, während Gewebe den Spitzenschwarzwert übersteigt und Knochen den Spitzenweißwert übersteigt. Wenn jetzt Spitzenweiß und Spitzenschwarz übersteigende Signale entfernt werden, so wird auf dem Bildschirm nur der Tumor abgebildet. Es läßt sich somit zeigen, daß durch Einstellung der Steuereinrichtungen 50 und 51 eine Bedienungsperson aus dem ursprünglichen Bild alles bis auf das Material ausblenden kann, das sie zu untersuchen wünscht. Die Wiedergabeeinrichtung 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- unc

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 Magnetbandaufzeicbnungsgeräte können auch Informationen speiehern, 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 Röhre sollte

dabei eine große Schirmkapazität haben, so daß die gespeicherte Information gelesen werden kann, ohne daß irgendeine merkliche Änderung der Werte auftritt. Solche Röhren werden gewöhnlich dazu verwendet, um helle Radarbilder zu erzielen. Die Summenbildung und Verarbeitung von Werten der Kathodenstrahlspeicherröhre können durch einen einfachen Akkumulator und Vergleicher durchgeführt werden, die seriell arbeiten, wobei das Ausgangssignal an die Kathodenstrahlröhre zurückgeführt wird, um die nötigen kleinen Zusätze zu den Änderungen zu erzielen, die über dem Schirm aufgebaut werden. Ein digitaler Rechner würde daher nicht erforderlich sein.

Hierzu 6 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Vorrichtung zur Untersuchung eines lebenden Körpers durch Röntgen- oder Gammastrahlen 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 in bezug auf den zu untersuchenden Körper sich einander gegenüberliegen und 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 (6, 20) und der Auffänger (7, 28, 31) an einem Abtastrahmen (21 bis 26) angeordnet sind, welcher einen zur Aufnahme des zu untersuchenden Körpers dienenden Hohlraum (27) umfaßt, und wenigstens der Auffänger (7, 28, 31) seitlich bewegbar ist zur Ausführung einer seitlichen Abtastbewegung und sowohl die Strahlungsquelle (6, 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 Ausgangssignalen 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 ihnen entsprechenden, dem Abtastweg zugeordneten Matrixelemente vorhanden ist, wobei mittels eines Rechners aus den Ausgangssignalen der Auffänger (7, 28, 31) die Absorptionskoeffizienten für jedes Element der Matrix bestimmt werden, und zwar durch wiederholte Nachbesserung unter Heranziehung der Durchdringungswerte verschiedener Abtastwege, so daß die Matrix 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 (11, 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 Egalisierung der Ausgangjsignale 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 Bezugssignal 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