DE2439847B2 - Medizinisches radiographisches Gerät zur Untersuchung von Querschnittsscheiben des Körpers eines Patienten - Google Patents
Medizinisches radiographisches Gerät zur Untersuchung von Querschnittsscheiben des Körpers eines PatientenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein medizinisches radiographisches Gerät zur Untersuchung von Querschnittsscheiben
des Körpers eines Patienten mittels durchdringender Strahlung, insbesondere Röntgen- oder Gammastrahlung,
mit einem drehbaren Element, das eine Öffnung aufweist, in die der Körper in Richtung der
Drehachse des drehbaren Elementes einführbar ist, mit einer Aufnahmevorrichtung zur Positionierung des
Körpers in der Öffnung, mit einer auf dem drehbaren Element auf einer Seite der Öffnung angebrachten
Strahlungsquelle und einer dieser zugeordneten Kollimatoranordnung zur Erzeugung und Bündelung der
Strahlung zu einem ebenen Strahlungsfächer, der einen Bereich einer Querschnittsscheibe durchdringt, mit
Antriebsmitteln zur Erzeugung einer Drehbewegung des Elementes und damit der Strahlungsquelle um den
Körper, mit einer aus mehreren Detektoren und zugeordneten Kollimatoren bestehenden Strahlendetektoranordnung
auf der anderen Seite der Öffnung, wobei die Kollimatoren und Detektoren seitlich
gegeneinander auf die Strahlungsquelle ausgerichtet in der Ebene des Fächers angeordnet sind, und von den
Detektoren Ausgangssignale abgeleitet sind, die die Durchlässigkeit bzw. die Gesamtabsorption entlang
zugehöriger Strahlenwege unterschiedlicher Richtungen darstellen, mit einer Verarbeitungsschaltung für die
Detektorausgangssignale, mit einem Ausgangs-Matrix-Speicher, und mit einer Rechenschaltung zur selektiven
Verteilung der verarbeiteten Signale auf unterschiedliche Speicherstellen des Ausgangs-Matrix-Speichers für
eine Darstellung der Absorption der Querschnittsscheibe des Körpers in bezug auf die Strahlung.
Die mit dem Gerät erzeugte Verteilung der Absorptionskoeffizienten kann auf einer Kathodenstrahlröhre
sichtbar gemacht werden, wobei ggfs. von der Kathodenstrahlröhre eine Fotografie herstellbar ist,
jedoch kann auch die Verteilung der Absorptionskoeffizienten durch ein an einen Elektronenrechner angeschlossenes
Peripheriegerät ausgedruckt werden.
Bei dem Verfahren und dem Gerät zur Untersuchung eines Körpers, das in der GB-PS 12 83 915 beschrieben
ist, wird Strahlung durch einen Teil des Körpers von einer äußeren Quelle in Form eines dünnen Strahls
geschickt. Dem Strahl wird eine Abtastbewegung erteilt, so daß er nacheinander eine große Anzahl von
verschiedenen Lagen einnimmt, und ein Detektor dient zur Feststellung der Absorption des Strahles in jeder
dieser Positionen, nachdem der Strahl den Körper durchlaufen hat. Damit der Strahl diese verschiedenen
Positionen einnehmen kann, werden die Strahlungsquel-
le und der Detektor in einer Ebene hin- und herbewegt
und um eine zu dieser Ebene senkrechte Achse gedreht Die verschiedenen Positionen liegt somit in einer Ebene
des Körpers, über der die Verteilung der. Absorptionskoeffizienten für die verwendete Strahlung durch die
von dem Detektor gelieferten Stixvilabsorptionsdaten
durch Datenverarbeitung abgeleitet wird. Die Datenverarbeitung erfolgt so, daß die schließlich angezeigte
Verteilung der Absorption das Ergebnis von aufeinander folgenden Annäherungen ist. ι ο
Die Ht der erwähnten britischen Patentschrift
beschriebene Anordnung hat sich bei der Erzeugung von Querschnittsbiidern des Körpers, beispielsweise des
Kopfes, als erfolgreich erwiesen. In der DE-OS 24 20 500 ist ein weiteres Verfahren und Gerät
vorgeschlagen, bei dem die Datenerfassung in der gleichen Weise wie bei der erwähnten britischen
Patentschrift erfolgt, während die Verarbeitung der Daten flexibler ist und sich in sofern von der britischen
Patentschrift unterscheidet, als die Datenverarbeitung auf einer Konvolutionstechnik beruht
Ein Vorteil bei Verwendung einer Konvolutionstechnik zur Ableitung eines Bildes der Absorptionsverteilung
der untersuchten Ebene besteht darin, daß im Gegensatz zu der iterativen Methode der Rekonstruktion,
die in der britischen Patentschrift beschrieben ist, keine Notwendigkeit besteht, das gesamte Absorptionsschema in der untersuchten Ebene zu rekonstruieren,
wenn nur ein Teilbereich dieser Ebene von Interesse ist so daß auf wirtschaftliche Weise nur der interessierende
Bereich rekonstruiert zu werden braucht Die Möglichkeit der Rekonstruktion des Absorptionsschemas in
einem interessierenden begrenzten Bereich ist insbesondere von Vorteil bei der Untersuchung von
Körperteilen, die einen großen Querschnittsbereich aufweisen, wie beispielsweise der Rumpf des menschlichen
Körpers.
Dadurch, daß der zu untersuchende menschliche Körper sich in der Regel über den begrenzten
interessierenden Bereich hinauserstreckt, ergibt sich die Schwierigkeit, daß die Daten wenigstens einiger der
durch den interessierenden begrenzten Bereich hinweg verlaufenden Strahlenwege durch Informationen beeinträchtigt
werden, die sich auf Teile des Körpers außerhalb des begrenzten Bereiches beziehen, die die
auf diesen Wegen verlaufende Strahlung ebenfalls durchquert. Um die Auswirkungen dieser Beeinträchtigung
zu beseitigen oder zu unterdrücken hat sich die Notwendigkeit ergeben, zusätzliche Absorptionsdaten
zu gewinnen, die sich auf von der Strahlung durchlaufene Wege beziehen, die nur durch Körperteile außerhalb
des begrenzten Bereiches verlaufen. Wenn man solche zusätzlichen Daten mit derselben Genauigkeit erzeugen
würde wie die Absorptionsdaten, die durch den interessierenden begrenzten Bereich verlaufen, müßte
man beträchtliche Kosten aufwenden, obwohl diese zusätzlichen Daten lediglich für die Beseitigung der
erwähnten Beeinträchtigung benötigt werden. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, diese zusätzlichen
Daten ohne großen Aufwand in kostensparender Weise zu erzeugen.
Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß die öffnungen der Kollimatoren
derart bemessen sind, daß die Mittellinien von Strahlen, die durch einen ausgewählten Bereich innerhalb des
Körpers verlaufen, einen engeren Abstand voneinander aufweisen als die Mittellinien von außerhalb des
ausgewählten Bereiches verlaufenden Strahlen.
Es hat sich nämlich gezeigt, daß hinsichtlich der
Daten, die für Korrekturzwecke aus den Bereichen gewonnen werden, die außerhalb des interessierenden
Bereiches des zu untersuchenden Körpers liegen, der apparative Aufwand verringeit werden kann, da die
Möglichkeit besteht, den Abstand der Strahlen in diesen Bereichen zu verringern und ggfs. die Strahlen breiter
zu machen, so daß hinsichtlich des Aufwandes an Detektoren einerseits und andererseits auch hinsichtlich
der erforderlichen Dosis für die Bestrahlung des Patienten eine erhebliche Verminderung möglich ist
Vorzugsweise sind dabei die Kollimatoren so ausgebildet daß die zu messende Breite der Strahlen mit
größer werdendem Abstand der Strahlen-Mittellinien zunimmt
.Die Quelle kann so ausgebildet sein, daß die Intensität
der auf die Detektoren auftreffenden Strahlen mit zunehmender Breite der Strahlen abnimmt Hierdurch
entsteht der zusätzliche Vorteil, daß die vom Patienten aufgenommene Röntgenstrahlendosis vermindert wird.
Wenn bei einem Gerät zwischen der Detektoranordnung und der Rechenschaltung zur Herstellung der
bildlichen Darstellung der Absorptionsverteilung ein Adressen wähler und ein Datenspeicher zur Speicherung
der Detektorausgangssignale geschaltet ist ist es zur Vereinfachung der Verarbeitung von Vorteil, wenn dem
Datenspeicher ein weiterer Adressenwähler nachgeschaltet ist durch den die von den einen weiteren
Abstand aufweisenden Strahlen abgeleiteten Daten so der Rechenschaltung zugeführt werden, daß sie Daten
von Strahlen entsprechen, die den engeren Abstand voneinander aufweisen.
Um bei einer Detektoranordnung, die mehrere Szintillationskristalle enthält, die jeweils mit einem
Fotovervielfacher gekuppelt sind, eine größere Zahl von Fotovervielfachern bequem in dem Gerät unterbringen
zu können, werden die Fotovervielfacher abwechselnd auf beiden Seiten der Ebene des
Strahlungsfächers gegeneinander versetzt angeordnet.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher
erläutert. In der Zeichnung bedeutet
F i g. t eine Seitenansicht des erfindungsgemäßen Gerätes,
F i g. 2 das Gerät in Vorderansicht
F i g. 3 und 4 Teile des Gerätes in Verbindung mit der Verwendung eines flüssigen Mediums, das den Körper
des Patienten in der Nachbarschaft des untersuchten Bereichs umgibt,
F i g. 5 und 6 Detektormittel zur Feststellung der Strahlung nach Durchtritt durch den Körper des
Patienten,
F i g. 7 ein Diagramm, das sich auf die Verteilung der zahlreichen Bestrahlungs- Feststellungsvorrichtungen
bezieht, die bei den in F i g. 5 und 6 beschriebenen Detektormitteln verwendet werden,
Fig.8 ein Blockschaltbild des gesamten Gerätes einschließlich der Teile, die zur Verarbeitung der
Absorptionsdaten dienen,
F i g. 9 eine Anordnung mit verschiebbarer Strahlungsquelle, die eine Verringerung der einzusetzenden
Detektoren ermöglicht und
Fig. 10 ein Blockschaltbild zur Ableitung der Absorptionsdaten in geeigneter Form für die Datenverarbeitung.
In F i g. 1 liegt ein Patient 1 auf einer aus zwei Teilen 2 und 3 bestehenden Unterlage, und sein Körper wird
einer Untersuchune durch die mit der gestrichelten
Linie A angedeutete Röntgenstrahlung unterworfen. Diese Strahlung wird von einer Punktquelle 5 erzeugt
und bildet einen Fächer, der sich in einer zur Papierebene senkrechten Ebene ausbreitet. Es sei
bemerkt, daß die Unterlage für den Patienten so lang ist, daß jeder gewünschte Querschnitt des Körpers eines
Patienten in die Ebene der Röntgenbestrahlung gebracht werden kann.
Im Bereich der untersuchenden Strahlung ist der Körper des Patienten von einem flüssigen Medium 6 ι ο
umgeben, das aus Wasser bestehen kann, und das einen Absorptions-Koeffizienten für die Strahlung hat, der
sehr ähnlich dem Absorptions-Koeffizienten des Körpergewebes ist Das flüssige Medium 6 befindet sich in
einer Umhüllung oder einem Beutel 7. Die Umhüllung 7 befindet sich in einem ringförmigen Körper 8 aus
Metall, beispielsweise aus einer Aluminium-Legierung.
Der ringförmige Körper 8 wird von in der Zeichnung nicht dargestellten Mitteln festgehalten, und ein
wesentliches Merkmal dieser Mittel besteht darin, daß sie eine Verschiebung des ringförmigen Körpers 8
zusammen mit dem Patienten in Achsrichtung des Ringes zulassen und darüberhinaus auch eine Verschiebung
dieses Körpers in der Ebene des Strahlungsfächers in jeder Richtung ermöglichen. Somit kann ein
bestimmter Querschnitt des Körpers eines Patienten für die Untersuchung durch Längsverschiebung des ringförmigen
Körpers 8 und des Patienten ausgewählt werden. Die in Richtung senkrecht zur Achse des ringförmigen
Körpers mögliche Verschiebung erlaubt die Untersuchung eines örtlichen Bereiches des ausgewählten
Querschnittes in Einzelheiten, was nachfolgend näher erläutert wird.
Bei Verschiebung des ringförmigen Körpers 8 senkrecht zu seiner Achse wird durch geeignete Mittel
dafür gesorgt, daß die Teile 2 und 3 der Auflage für den Patienten eine ähnliche Verschiebung erfahren. Eine
Unterstützung 9 ermöglicht dies für den Teil 2 durch in der Zeichnung nicht dargestellte Mittel. Der Teil 3 ist an
seinem vom ringförmigen Körper 8 entfernten Ende auf einer oder mehreren Rollen 10 gelagert Die Rollen 10
sitzen auf einem Achskörper 11, um dessen Achse die Umlaufbewegung der Röntgenstrahlenquelle 5 erfolgt
was nachfolgend noch näher erläutert wird. Die Auflage des Teils 3 auf den Rollen 10 erlaubt die Verschiebung «
des Teils 3 gemeinsam mit dem Ringkörper 8, wenn der örtliche Untersuchungsbereich ausgewählt wird. Der
Teil 3 ist an seinem von den Rollen 10 abgekehrten Ende bei 12 an den Haltemitteln für den Ringkörper
angelenkt, so daß eine vertikale Verlagerung des Ringkörpers 8 für die Auswahl des örtlichen Bereiches
möglich ist
Wenn sich der Körper des Patienten in dem Gerät befindet wird er von einem zylindrischen Rahmen 13
umgeben, dessen Achse mit der Achse des Achskörpers
11 übereinstimmt Der Rahmen ist an seinem dem Achskörper benachbarten EsdcgcseJitessen and über
ein Lager 14 auf dem Achskörper 11 gelagert Am anderen Ende ist der Rahmen 13 offen, so daß der
Patient eingeführt werden kann, und an diesem Ende w
ruht er auf Rollen 15, die ortsfeste Lager haben. Die
Rollen 15 sind so angeordnet, daß der Rahmen 13 frei
um seine Achse rotieren kann, die zugleich die Achse ist,
um die die Umlaufbewegung der Strahlenquelle 5 stattfindet Die Quelle 5 ist am Rahmen 13 über eine
Halterung 16 befestigt Unmittelbar gegenüber der
Quelle 5 sind mittels einer Halterung 17 am Rahmen 13 ein oder mehrere Detektoren 18 angebracht, die die
Strahlungs-Absorptionsdaten des Körpers des Patienten in der von der Quelle 5 überstrichenen Strahlungsebene feststellen.
Der Achskörper 11 sitzt in einem Lager 19 und neben
dem Lager 19 ist ein den Achskörper 11 umgebender Spulenkörper 20 vorgesehen. Der Spulenkörper 20 ist
am Lager 19 befestigt und auf ihn sind Leitungsdrähte 21 und 22 aufgewickelt, über die die Absorptionsdaten
vom Detektor 18 zur Verarbeitungseinheit und die Energieversorgung für die Röntgenstrahlenquelle 5
geleitet werden. Bei der Umlaufbewegung der Quelle und der Detektormittel wickeln sich die Leitungsdrähte
auf den Spulenkörper auf bzw. ab. Sie werden dem Spulenkörper über Führungen 23 und 24 im Rahmen 13
zugeführt Der Rahmen kann eine oder mehrere Umlaufbewegungen durchführen, und die Leitungsdrähte
wickeln sich entsprechend auf den Spulenkörper 20 auf oder von diesem ab. Die Leitungsdrähte sind am
Spulenkörper befestigt und verlaufen von dort zu ihren entsprechenden Anschlußeinheiten, nämlich zu der
erwähnten Datenverarbeitungseinheit und zu einer Stromversorgungseinheit
F i g. 2 zeigt eine Vorderansicht auf die in F i g. 1 dargestellte Vorrichtung. In F i g. 2 ist der Ort der
Umlaufachse 30 und der Umriß 31 des der Strahlung ausgesetzten Querschnitts des Körpers des Patienten
dargestellt Der in diesem Querschnitt liegende Kreis 32, dessen Mittelpunkt mit der Umlaufachse 30 zusammenfällt
bestimmt einen ausgewählten örtlichen Bereich, nämlich den in ihm enthaltenen Bereich, über den die
Verarbeitungseinheit die die von den Detektormitteln 18 abgeleiteten Absorptionsdaten verarbeitet, wirkt um
eine Information mit hoher Auflösung zu gewinnen, die der Absorptionsverteilung in dem untersuchten Querschnitt
des Körpers des Patienten entspricht Die Auswahl dieses örtlichen Bereiches wird — wie schon
zuvor erwähnt wurde — durch einen geeigneten Versatz des Körpers des Patienten in einer Richtung
senkrecht zur Umlaufachse des Gerätes bewirkt wobei der Versatz in F i g. 2 im wesentlichen seitlich erfolgt ist
F i g. 2 zeigt von der Quelle 5 ausgehende Strahlen 33, 34, 35 und 36. Die Strahlen 33 und 34 verlaufen
tangential zum Kreis 32 und schließen den ausgewählten örtlichen Bereich ein, während die Strahlen 35 und 36 an
den Außenrändern des Strahlungsfächers der Quelle 5 liegen. Hierbei werden die zwischen den durch die
Strahlen 33 und 34 gesetzten Grenzen liegenden Strahlen in schmale, zur Erzeugung der Absorptionsdaten
dienende Strahlen unterteilt während außerhalb dieser Grenzen die Strahlung in breitere Strahlen
unterteilt wird. Aus der Zeichnung ist ersichtlich, daß die Detektoren 18 sich über die gesamte Fächerbreite der
Strahlung erstrecken, nämlich vom Strahl 35 am einen Ende bis zum Strahl 36 am anderen Ende.
In Fi g. 3 ist der ringförmige Körper 8 und das flüssige
Medium 6 zur Positionierung des Patienten in dem
Gerät in bezug auf den Rahmen 13 gegenüber Fig. 1 größer mit Enzelheiten dargestellt Gemäß Fig. 3 ist
der ringförmige Körper β an seinen Enden mit Flanschen 40 versehen, um seine Steifigkeit zu erhöhen,
und er ist bei 41 in zwei -Hälften unterteilt, nämlich in
eine untere Hälfte «jcmd Jn eine obere Hälfte 82, wobei
die Hälften durch ^geeignete, in der Zeichnung nicht
dargestellte Mittel, z. B: Stifte zusammengehalten
werden. Das flüssige Medium 6, das wie zuvor erwähnt,
aus Wasser bestehen kann, befindet sich innerhalb einer Umhüllung oder eines Beutels 42 entsprechend dem
Beutel 7 in Fig. 1. Dieser Beutel 42 wird durch den
zylindrischen Teil des ringförmigen Körpers 8 zwischen den mit Flanschen versehenen Enden lokalisiert. Der
innerhalb des Beutels und des Ringkörpers enthaltene Körper des Patienten nimmt zwangsläufig innerhalb des
Rahmens 13 die versetzte Position ein, wenn zur Untersuchung bestimmter Einzelheiten der entsprechende
Bereich ausgewählt wird.
In Fig.4 ist die obere Hälfte 82 des ringförmigen
Körpers 8 entfernt und dei Beutel 42 liegt unaufgewikkclt
auf der unteren Hälfte 81 des ringförmigen Körpers, die in bezug auf den Rahmen 13 nicht exzentrisch
verlagert dargestellt ist. Die dargestellte Anordnung entspricht etwa dem Zustand unmittelbar vor der
Einführung des Patienten in das Gerät. Nach der Einführung wird der Beutel 42 um den für die
Untersuchung benötigten Bereich des Patienten gewikkelt, die obere Hälfte des ringförmigen Körpers 8
aufgesetzt und in ihrer Lage gesichert und der Beutel mit dem flüssigen Medium gefüllt, so daß das Medium
den gesamten Raum zwischen dem Körper des Patienten und dem ringförmigen Körper ausfüllt. Der
Patient wird dann zusammen mit dem ringförmigen Körper in Achsrichtung des Rahmens 13 bewegt, bis der
Untersuchungsbereich sich unter der Röntgenstrahlenquelle 5 befindet. Anschließend werden der Patient und
der ringförmige Körper senkrecht zur Achse des Rahmens 13, d. h. zur orbitalen Achse des Gerätes,
verlagert, um den benötigten örtlichen Bereich auszuwählen. Es können mehrere solcher ringförmiger
Körper 8 mit unterschiedlichem Durchmesser verwendet werden, wobei der jeweils dem Umfang des
Patienten am besten angepaßte Körper verwendet wird,
so daß eine minimale Absorption der Röntgen- oder y-Strahlen im flüssigen Medium 6 auftritt.
Insbesondere bei einem extremen Versatz des untersuchten Querschnittes in einer von der Umlaufachse
des Gerätes fortweisenden Richtung werden einzelne Strahlen des Strahlungsfächers im Verlauf der orbitalen
Bewegung des Gerätes starken Änderungen der Gesamtabsorption unterworfen. Um diese Wirkung *o
abzuschwächen, sind absorbierende Mittel in Form von profilierten Blöcken 69 aus Acrylglas angeordnet
(F ig. 8).
Fig. 5 zeigt die Anordnung der in Fig. 1 und 2 erwähnten Detektoren 18. Diese Detektoren dienen zur «
Messung der Absorptionswerte, die nach geeigneter Verarbeitung in der nachfolgend beschriebenen Weise
die Möglichkeit geben, ein Abbild des Querschnitts des Körpers eines Patienten zu rekonstruieren, der durch
die von einer Punktquelle ausgehende Strahlung untersucht wird. In F i g. 5 läuft der Ausgangspunkt X
der Strahlung um die Achse 0 des Gerätes um. In dieser Figur ist durch eine gestrichelte Linie die äußere,
kreisförmige Begrenzung 13' dargestellt deren Mittelpunkt auf der Achse 0 liegt und in der der Körper des
Patienten sich in irgendeiner möglichen Stellung befindet Der Kreis 32 stellt die Begrenzung des
Bereiches dar, in dem die Bildrekonstruktion mit hoher Auflösung bewirkt wird. Der Mittelpunkt des Kreises 32
liegt ebenfalls auf der Achse 0, und alle Querschnittsbereiche des Körpers des Patienten, die mit hoher
Auflösung rekonstruiert werden sollen, müssen notwendigerweise innerhalb des Kreises 32 liegen.
Schematisch sind mehrere Strahlen dargestellt die vom Ausgangspunkt X der Punktquelle ausgehen und
nach Passieren des Bereiches innerhalb der Begrenzung 13' auf zahlreiche strahlungsempfindliche Detektoren
43 und 44 fallen. In der Darstellung verlaufen verhältnismäßig viele Strahlen von der Quelle durch den
vom Kreis 32 begrenzten Bereich, während die nicht durch den Kreis 32 verlaufenden und mehr an den
Grenzen des Fächers liegenden Strahlen zahlenmäßig geringer sind und voneinander einen größeren Abstand
aufweisen. Insoweit zeigt diese Figur schematisch das zuvor erwähnte Prinzip, daß der ausgewählte Querschnittsbereich
des Körpers des Patienten, von dem genaue Informationen benötigt werden, durch eng
benachbarte, schmale Strahlen untersucht wird, während Bereiche außerhalb dieses ausgewählten Bereiches
durch verhältnismäßig breite Strahlen mit großem Abstand untersucht werden. Hierbei definieren die
strahlungsempfindlichen Detektoren 43 und 44, auf die Photonen der Strahlung auftreffen, jeweils einen Strahl.
Vor den strahlungsempfindlichen Detektoren sind Kollimatoren angeordnet, die die Aberturen der
Detektoren und die entsprechenden Strahlen festlegen. Die strahlungsempfindlichen Detektoren 43 haben
Aperturen von verhältnismäßig geringer Breite aber sind mit großer Dichte angeordnet. Sie definieren
zahlreiche, durch den ausgewählten Bereich im Kreis 32 verlaufende Strahlen. Die restlichen strahlungsempfindlichen
Detektoren 44 haben Aperturen mit verhältnismäßig großer Breite und definieren breitere Strahlen.
Die Breite der verschiedenen, in der zuvor beschriebenen Weise definierten Strahlen wird nachfolgend in
Einzelheiten erläutert.
Die äußeren Strahlen können auch eine beträchtlich geringere Intensität aufweisen, so daß als zusätzlicher
Vorteil die vom Patienten aufgenommene Röntgenstrahlendosis vermindert wird. Hierdurch und durch die
Rekonstruktion eines detaillierten Absorptionsschemas in nur einem begrenzten Bereich wird die Dosis im
Vergleich mit der Rekonstruktion des gesamten Querschnittsbereiches etwa im Verhältnis 4 :1 vermindert
Die strahlungsempfindlichen Detektoren 43 und 44 bestehen aus sogenannten Szintillationskristallen, denen
jeweils ein Fotovervielfacher zugeordnet ist. Die entsprechenden Fotovervielfacher sind in Fig.5 der
Einfachheil halber nicht dargestellt Die elektrischen
Ströme am Ausgang der Fotovervielfacher werden der Verarbeitungsvorrichtung für die Bildrekonstruktion
zugeführt
Die jeweils den Szintillationskristallen der Detektormittel zugeordneten Fotovervielfacher sind verhältnismäßig
massig. Es ergibt sich dadurch das Problem, eine größere Zahl Fotovervielfacher bequem im Gerät
unterzubringen.
F i g. 6 zeigt eine Möglichkeit wie die Fotovervielfacher angeordnet werden können.
Bei dieser Figur ist angenommen, daß die Strahlungsquelle rechts liegt wobei die Strahlen 101,102,103 ...
repräsentativ für die verhältnismäßig schmalen, in Fig.5 auf die Szintillationskristalle 43 fallenden
Strahlen sind. Der Strahl 101 sei ein äußerer Strahl der Strahlengruppe. Der auf ihm markierte Ort 111 ist als
der Ort des Szintillationskristalls anzusehen, auf den der
Strahl auf trifft Zentriert auf diesen Ort 111 ist der zu
diesem Szintillationskristall gehörende Fotovervielfacher 111'. Der Fotovervielfacher 111' ist mit voll
ausgezogener Linie dargestellt Hierdurch soll angezeigt werden, daß der Fotovervielfacher auf einer
bestimmten Seite der Ebene der untersuchenden Strahlen liegt Der benachbarte Strahl 102 fällt auf einen
entsprechenden Szintillationskristall, der am Ort 112 angeordnet ist und mit einen Fotovervielfacher 112'
versehen ist. Dieser Fotovervielfacher ist in gestrichelten Linien dargestellt, um anzuzeigen, daß er auf der
anderen Seite der Ebene der untersuchenden Strahlen wie der Fotovervielfacher 11Γ liegt. Der Strahl 103 fällt
auf einen Szintillationskristall am Ort 113, der mit einem Fotovervielfacher 113' gekoppelt ist. Dieser Fotovervielfacher
liegt auf derselben Seite der untersuchenden Strahlen wie 111'. Der Strahl 104 fällt auf einen
Szintillationskristall am Ort 114, der mit dem Fotovervielfacher
114' versehen ist. Dieser Fotovervielfacher ist auf der Seite der Strahlen angeordnet, die vom
Fotovervielfacher 111' und 113 abgekehrt ist. Das Schema dieser Anordnung setzt sich in gleicher Weise
für die Strahlen 105,106,107,108 fort, aber beim Strahl
109 ist der Szintillationskristall in gleicher Weise wie der Szintillationskristall beim Strahl 101 angeordnet. In
soweit wiederholt sich der Zyklus der Anordnung der Fotovervielfacher, und diese Wiederholung setzt sich
fort, bis alle die schmalen Strahlen darstellenden Strahlen berücksichtigt sind.
F i g. 7 zeigt die Verteilung von relativ schmalen und relativ breiten Strahlen über dem von der Quelle 5
ausgesendeten Strahlungsfächer. Dabei ist zu beachten, daß die von der Quelle 5 ausgesendeten Strahlen
untereinander divergieren, aber wie nachfolgend noch näher erläutert wird, werden die Daten in Gruppen so
zusammengefaßt, daß jede Gruppe Absorptionswerten paralleler Strahlenwege entspricht. Die Datenverarbeitung
erfolgt dabei auf der Basis von parallelen Strahlengruppen. Aus diesem Grunde ist in Fig.7 die
Anordnung der Strahlen auch so dargestellt, als seien sie tatsächlich parallel. Unter Berücksichtigung dieses
Gesichtspunktes veranschaulicht die F i g. 7 den Durchgang einer Gruppe paralleler Strahlen durch den
Bereich innerhalb eines Umkreises 13', in dem der Querschnitt des Patienten liegen muß.
Wie in F i g. 5 bezeichnet 0 den Ort der Achse der Orbitalen Drehung und 32 den Kreis, innerhalb von
welchem die Bildrekonstruktion eines ausgewählten Bereiches des Querschnitts des Körpers in Einzelheiten
erfolgen soll. Konzentrisch zum Kreis 32 und innerhalb dieses Kreises befindet sich ein Kreis 45, und innerhalb
dieses Kreises besitzt die Bildrekonstruktion ein besonderes Maß an Genauigkeit unabhängig davon, ob
absorbierendes Material außerhalb der Grenzen des Kreises 32 vorhanden ist
Die Linie 46 stelle eine Begrenzung dar, die tangential zum Kreis 45 verläuft, und in gleicher Weise ist die Linie
46' eine zum Kreis 45 tangentiale Begrenzung auf der gegenüberliegenden Seite. Zwischen den Begrenzungen
46 und 46' befinden sich insgesamt achtzig parallele Strahlen, die jeweils bei diesem Ausführungsbeispiel der
Erfindung eine mittlere Breite von 1 mm besitzen. Die zur Begrenzung 46 parallele Begrenzung 47 verläuft
tangential zum Kreis 32 auf derselben Seite der Achse 0 wie die Begrenzung 46. In gleicher Weise verläuft die
zur Begrenzung 46' parallele Begrenzung 47' tangential zum Kreis 32 auf der der Begrenzung 47 gegenüberliegenden Seite. Zwischen den Begrenzungen 46 und 47
und zwischen den Begrenzungen 46' und 47' sind bei dem vorliegenden Beispiel insgesamt jeweils dreizehn
parallele Strahlen mit einer mittleren Breite von 1 mm vorhanden. Parallel zur Begrenzung 47 ist auf derselben
Seite der Achse 0 eine Begrenzung 48 dargestellt und auf der anderen Seite der Achse befindet sich in gleicher
Beziehung zur Begrenzung 47' die Begrenzung 48'. Zwischen diesen beiden Paaren von Begrenzungen
befindet sich jeweils ein einzelner Strahl mit einer mittleren Breite von 3 mm. Ferner liegt parallel zur
Begrenzung 48 auf derselben Seite der Achse 0 eine Begrenzung 49, während eine Begrenzung 49' auf der
anderen Seite der Achse in gleicher Beziehung zur Begrenzung 48' angeordnet ist. Zwischen diesen beiden
Paaren von Begrenzungen befindet sich jeweils ein Strahl mit einer mittleren Breite von 10 mm. Schließlich
berührt die zur Begrenzung 49 parallele äußere Begrenzung gerade den Kreis 13' auf derselben Seile
ie der Achse, während auf der anderen Seite die Begrenzung 50' in gleicher Beziehung zur Begrenzung
49' angeordnet ist. Zwischen diesen beiden Paairen von Begrenzungen befindet sich ein Strahl mit einer
mittleren Breite von 55 mm. Bei den in Verbindung mit
is Fig. 7 als parallel bezeichneten Strahlen soll unter der
Parallelität die Parallelität der Strahlen untereinander verstanden werden und nicht, daß jeder Strahl selbst
seitlich parallele Grenzen hat. Die zuvor erwähnte Breite der Strahlen ist die von den Kollimatoren
bestimmte Breite gemessen entlang einer Linie, die senkrecht zu einem durch die Achse 0 verlaufenden
mittleren Strahl liegt. Die Mittellinien von benachbarten schmalen Strahlen in der mittleren Zone sind ferner
2 mm voneinander entfernt, und die Zwischenräume zwischen ihnen werden durch andere Strahlen ausgefüllt,
was nachfolgend noch erläutert wird. Tatsächlich ist die wirksame Strahlenbreite größer als 1 mm, weil
eine Spreizung durch das Vorhandensein einer »Abtast-Apertur« verursacht wird.
Es sei hervorgehoben, daß andere Verteilungen von schmalen und breiten Strahlen verwendet werden
können. Ferner kann jeder breite Strahl durch einen einzelnen schmalen Strahl ersetzt werden. In diesem
Falle würde die durch einen solchen schmalen Strahl gemessene Absorption als Absorptionswert für die
einzelnen Strahlen dienen, die sonst den Bereich des breiten Strahls bedeckt haben würden. Eine solche
Anordnung würde ebenfalls zu der oben erwähnten Verminderung der Röntgenstrahlenintensität führen.
*0 F i g. 8 zeigt schematisch das Gerät, sowie ein
Blockschaltbild der für die Bildrekonstruktion verwendeten Schaltungselemente.
Auch in dieser Figur bedeuten wiederum: X den Emmissionspunkt der Röntgenstrahlung von der Quelle
<5 5, 0 die Umlaufachse, der Kreis 32 den Bereich hoher
Auflösung, der Bereich 13' den Bereich, innerhalb von dem der interessierende Querschnitt angeordnet werden
muß, 18 Detektoren zur Erzeugung von Absorptionsdaten für die Verarbeitung und 69 die bereits
erwähnten aber in den beschriebenen Figuren nicht dargestellten profilierten Blöcke bzw. Absorptionsausgleichskörper.
Die Einheit 51 stellt einen Speicher und Hilfskomponenten zum Empfang und zur Speicherung der
Absorptionsdaten dar, die von dem Detektoren 18 im Verlauf der orbitalen Bewegung des Gerätes erzeugt
werden. Die Einheit 51 enthält entsprechende Verstärker 56 für die Ausgangsströme von den verschiedenen
Fotovervielfachern der Detektoren 18, die der Einheit
so 51 zugeführt werden. Die Verstärkung ist individuell so
eingestellt, daß die unterschiedlichen Empfindlichkeiten der Szintillationskristalle der Detektoren 18 kompensiert
sind. Die Ausgangsströme der einzelnen Verstärker werden in Miller-Integratoren 57 integriert, und die
Ausgänge dieser Schaltungen werden jeweils vor der Speicherung durch Umsetzer 58 von analoger in digitale
Form umgesetzt Ggf. können die Verstärkungen der Verstärker gemeinsam gesteuert werden, um etwaige
Schwankungen der Emissionsintensität der Röntgenstrahlungsquelle zu kompensieren.
Es ist erwünscht, daß die endgültige Bildrekonstruktion die Verteilung des Absorptionskoeffizienten über
dem Bereich des untersuchten Querschnitts darstellt. Dieser Absorptionskoeffizient ist die Absorption pro
Längeneinheit in der unmittelbaren Nachbarschaft eines gegebenen Punktes, die ein durch diesen Punkt
laufender Strahl erfährt. Um das erforderliche Ergebnis zu erzielen, müssen die von den Detektoren 18
abgeleiteten Ausgangssignale in ihre logarithmischc Form umgesetzt werden. Hierfür enthält die Einheit 51
einen logarithmischen Umsetzer 59, der die bekannten logarithmischen Nachschlagetabellen umfaßt. Jedes
vom Integrator kommende und in digitalen Code umgesetzte Signal wird somit durch den Umsetzer 59 in
seinen Logarithmus umgesetzt und dann in den Speicher 61 als Logarithmus in digitalem Code eingegeben. Die
Adresse im Speicher wird durch einen Adressenwähler 60 ausgewählt.
Nach Beendigung der logarithmischen Speicherung in der Einheit 51 werden Daten aus dem Speicher durch
die Verarbeitungseinheit 52 abgerufen. Beschaffenheit und Wirkungsweise dieser Einheit ist vollständig in der
erwähnten älteren Patentanmeldung beschrieben. Die darin erläuterte Technik für die Verarbeitung durch die
Einheit 52 kann als Erzeugung eines korrigierten Schichtdiagramms angesehen werden. Die Einheit ruft
Daten vom Speicher 61 in parallelen Gruppen wie zuvor erwähnt mittels des Adressenwählers 62 ab und
verarbeitet diese Gruppen gleichzeitig, wobei jede Gruppe gliedweise in einem Datenverarbeiter 63
verarbeitet wird. Da die Verarbeitung jeder Gruppe stattfindet, werden die verarbeiteten Daten gliedweise
in einem Speicher 64 für verarbeitete Daten in einer Einheit 53 gespeichert, wobei der Speicher verschiedene
Abschnitte hat, die jeweils zur Speicherung der von einer entsprechenden Gruppe abgeleiteten Daten
dienen.
Die Einheit 54 zur Aufnahme der gespeicherten « Daten von der Einheit 53 enthält einen sogenannten
Ausgangsmatrixspeicher 65, in dem die Daten nach vollständiger Verarbeitung in einer Form gespeichert
werden, die unmittelbar die Verteilung der Absorptionskoeffizienten über dem untersuchten Querschnittsbe-
reich darstellen. Die Adressen des Speichers entsprechen den Maschen eines beispielsweise kartesischen
Netzwerkes, wobei jede Masche unmittelbar einen bestimmten elementaren Bereich des untersuchten
Querschnittes darstellt und alle Maschen zusammen ohne Diskontinuität angeordnet sind, so daß sie den
gesamten, zumindest aber den interessierenden Bereich des untersuchten Querschnittes erfassen. An der
Adresse jeder Masche ist schließlich ein Signal gespeichert das entsprechend dem durch das Gerät
zugelassenen Grad an Genauigkeit den Absorptionskoeffizienten des Körpermaterials darstellt, das in diesem
elementaren Bereich der jeweiligen Masche liegt. Wenn die Speicherung für alle Maschen vollständig ist, kann
das Bild beispielsweise durch eine Kathodenstrahlröhre oder durch eine Drückvorrichtung dargestellt werden
und zusätzlich oder als Alternative auf einem Magnetband
gespeichert werden. Bei jeder dieser Möglichkeiten oder einer Kombination davon bewirkt eine Einheit
55 bestimmungsgemäß den Abruf von Daten aus dem Matrixspeicher 65 und deren Verwendung für die
gewählte Form der Darstellung.
Da bei der Bildrekonstruktion ein hohes Maß an Genauigkeit erforderlich ist, wird in der Einheit 54 eine
Interpolation durch einen Interpolator 66 durchgeführt, von dem die in den jeweiligen Speichern 64 der Einheit
53 gespeicherten verarbeiteten Daten dem Ausgangsmatrixspeicher 65 zugeführt werden. Die Interpolation
wird durch Zusammenwirkung zwischen einem Adressenwähler 67 und einem Strahlweg-Datenspeicher 68
bewirkt, was in der erwähnten älteren Anmeldung beschrieben ist.
Bei dem beschriebenen Gerät sind die schmalen, 1 mm breiten Strahlen 2Im eines Grades voneinander
getrennt, und Ausgangssignale werden von den Detektoren nach jeder Winkelverschiebung der Quelle
5 mm 2/i5 Grad um die Achse 0 abgeleitet. Nach jeder
Drehung um eine Stufe dieser Größe nimmt jeder schmale Strahl eine Lage ein, die parallel zu der Lage ist,
die einer seiner benachbarten Strahlen vor der Drehung um diese Stufe eingenommen hat.
Es ist daher durch geeigente zeitliche Wahl möglich, Strahlabsorptions-Datensignale für Gruppen von parallelen
Strahlen zusammenzustellen. Es lassen sich dadurch Signale erzeugen, die Gruppen von parallelen
Strahlen entsprechen, die winkelmäßig um 2As eines
Grades voneinander getrennt sind. Die bei dem beschriebenen Beispiel verwendete Datenverarbeitung
ist jedoch so ausgerichtet, daß die Gruppen zueinander um 2Ii eines Grades verlagert sind. Dies wird
nachfolgend noch näher erläutert.
Das Signalverarbeitungssystem, das in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird, bedient
sich des vorgeschlagenen Konvolutionsverfahrens, das in verschiedenen Formen in der Eingangs genannten
deutschen Offenlegungsschrift beschrieben ist. Diese Technik besteht im wesentlichen darin, die untersuchenden
Strahlen in Gruppen anzuordnen, die auf Zonen bezogen sind, welche konzentrisch zu einem Punkt
liegen, für den ein Absorptionswert berechnet werden soll. Diese Gruppen werden so gewählt, daß eine erste
Gruppe durch alle solche Zonen verläuft, eine zweite Gruppe durch alle Zonen mit Ausnahme der mittleren
Zone, eine dritte Gruppe durch alle Zonen mit Ausnahme der beiden inneren Zonen usw. Die
Absorptionswerte der Strahlen in jeder Gruppe werden dann für diese Gruppe zusammengezählt und mit
entsprechenden Zonenfaktoren, die auch »L-Faktoren« genannt werden, multipliziert. Die Summe der zusammengezählten,
so bewerteten Größen ist proportional zur Absorption des Materials in der untersuchten Ebene
und bei dem gewählten Auswertungspunkt. Mehrere solcher Werte für eine geeignete Anzahl von Auswertungspunkten
dienen dann zum Aufbau des gewünschten Abbildes.
Der dem Vorschlag nach der Eingangs genannten Offenlegungsschrift werden zur Erzeugung einer
brauchbaren Bildrekonstruktion aus den bei der Verarbeitung gewonnenen Strahlabsorptionsdaten nur
Strahlen von jeweils gleicher Breite verwendet Die angegebene Technik kann bei den schmalen Strahlen,
die anhand der F i g. 9 beschrieben werden, angewendet werden.
Die erwähnten breiteren Strahlen dienen dazu, kleine endgültige Korrekturen hinzuzufügen, und auf sie
brauchen keine Verfahren großer Genauigkeit angewendet zu werden. Ein Verfahren zu ihrer Behandlung
besteht darin, daß jeder als eine Gruppe von aneinander angrenzenden dünnen Strahlen behandelt wird, wobe;
die Absorption des breiten Strahls gleichmäßig auf die angenommenen dünnen Strahlen verteilt wird. Standes-
sen kann in der zuvor erwähnten Weise auch ein einzelner dünner Strahl zur Gewinnung eines Absorptionswertes
verwendet werden, der der angenommenen Strahlen zugeordnet wird. Dieser einzelne dünne Strahl
kann vorzugsweise in der Mitte des äquivalenten breiten Strahls angeordnet werden. Die Gruppe der
L-Faktoren für die dünnen Strahlen wird dann auf die eingenommenen dünnen Strahlen erstreckt Wenn die
Multiplikation der Absorptionswerte mit den L-Faktoren sehr rasch durchgeführt werden kann, beispielswei-
se mit einer speziellen Schaltung, die in der erwähnten deutschen Offenlegungsschrift vorgeschlagen ist, dann
sollte dieses Verfahren angewendet werden. Andererseits kann mit langsameren Verfahren der Rechnung
Verarbeitungszeit eingespart werden, indem bestimmte /.-Faktoren breiten Zonen zugeordnet werden, die
breiten Strahlen entsprechen.
Ein bestimmter Fall tritt bei dieser Technik dann ein, wenn der Punkt im Querschnitt, bei dem die Absorption
abgeschätzt werden soll, auf der Umlaufachse liegt In diesem Fall erstrecken sich entsprechend Fig. 7 die der
dünnen Strahlbreite entsprechenden ringförmigen Zonen vom Punkt 0 bis zum Kreis 32. Die nächste Zone hat
eine Breite, die gleich dem Abstand zwischen den Begrenzungen 47 und 48 ist. Die nächste Zone hat eine
Breite, die dem Abstand zwischen den Begrenzungen 48 und 49 entspricht und schließlich folgt eine Zone, deren
Breite gleich dem Abstand der Begrenzung 50 von der Begrenzung 49 ist.
Es sei zunächst die innere breite Zone betrachtet, die durch den Kreis 32 gebildet ist. Die der dünnen
Strahlbreite entsprechenden ringförmigen Zonen,deren Breiten geringe» als der Durchmesser des Kreises 32
sind, erstrecken sich von der Achse 0 bis zum Kreis 32. Man kann sich somit die innere breite Zone als drei um
die Achse 0 konzentrische Zonen zusammengesetzt denken, die sich innerhalb des Kreises 32 befinden. Es
mti.1; nun aber dieser inneren breiten Zone noch ein L-Faktor zugeordnet werden, der sich aus den
jeweiligen L-Faktoren der drei um die Achse 0 konzentrischen Zonen zusammensetzt, welche zusammen
die innere breite Zone bilden. Es werden also nicht die zuletzt genannten einzelnen L-Faktoren unmittelbar
angewandt Vielmehr wird anstelle dieser einzelnen L-Faktoren der drei um die Achse 0 konzentrischen
Zonen ihr Durchschnittswert ermittelt. Dieser Durchschnittswert bildet den L-Faktor der inneren breiten
Zone und wird bei dem oben erwähnten Sonderfall zur Multiplikation der Absorption des inneren breiten
Strahls verwendet.
In der gleichen Weise wird auch ein L-Faktor der nächsten breiten Zone zugeordnet, und in gleiche.-Weise
wird auch ein entsprechender L-Faktor für die breite Zone am Ende bestimmt. Ein Beispiel für einen
typischen Wert des L-Faktors für die erste breite Zone ist 0,001, während der L-Faktor für die nächste Zone
0,0006 und für die letzte Zone 0,0005 ist. Weil das Maß der von dem breiten Strahl bewirkten Korrektur klein
ist, brauchen nur die L-Faktoren für die breiten Strahlen nicht mit großer Präzision bestimmt zu werden. Wenn
man ferner nur wenige breite Strahlen in Betracht zieht, ist es nicht schwierig, Werte für die L-Faktoren für
breite Zonen ggf. durch empirische Ermittlungsverfahren zu finden.
Die Situation ist im allgemeinen nicht so einfach wie in dem gerade betrachteten Fall, wenn nämlich der
Punkt des Körperquerschnitts, dessen Absorption abgeschätzt werden soll, nicht auf der Umlaufachse
liegt Das Verfahren, das. auch dann noch eine brauchbare Zeiteinsparung bei der Verarbeitung erlaubt,
kann sehr einfach durch Annahme der äquivalenten L-Faktoren-Multiplikation erklärt werden, die
zweckmäßigerweise in der Praxis angewendet wird und die nachfolgend näher erläutert wird. Es wurde bereits
erklärt daß die L-Faktor-Multiplikation ein Verfahren
darstellt, bei dem die Absorptionswerte in Zonen summiert und die Absorptionssummen jeweils mit dem
entsprechenden L-Faktor multipliziert werden, worauf alle so bewerteten Summen dann addiert werden. Es ist
ein äquivalentes Verfahren, die L-Faktorgruppen nicht auf der oben erwähten zonalen Basis auszumultiplizieren,
sondern jeweils zur Zeit eine parallele Gruppe von Absorptionsdaten zu nehmen, um die L-Faktorgruppen
mit den Absorptionswerten der Gruppe in einer sonst identischen Weise auszumultiplizieren. Es ist dann
notwendig, die Multiplikationsprodukte in Zwischenspeichern zu speichern. Im Augenblick genügt jedoch
die Betrachtung, daß beim Vorgehen mit einer parallelen Gruppe lineare Intervalle vorhanden sind, die
den zonalen Intervallen entsprechen und gleich den Zonenbreiten sind, wobei die L-Faktoren nun in bezug
auf die linearen Intervalle und nicht in bezug auf die Zonen verteilt s^d. Mit der Einführung von L-Faktoren
für breite Strahlen werden diese Faktoren den Breitstrahl-Intervallen zugeordnet so wie die L-Faktoren
für die schmalen Strahlen den Intervallen für die schmalen Strahlen zugeordnet werden.
Es ist ersichtlich, daß es bei der Multiplikation mit einer parallelen Gruppe geschehen kann, daß eine
Gruppe von Intervallen schmaler Strahlen vollkommen auf einem breiten Strahl liegt. In diesem Falle wird der
Absorptionswert des breiten Strahls in eine Folge von angenommenen Absorptionsdaten für feine Strahlen
aufgelöst, deren Wert insgesamt gleich dem Wert des breiten Strahls ist. Wenn die Gruppe von feinen
Strahlen nur teilweise auf dem breiten Strahl liegt, dann wird der breite Strahl nur hinsichtlich dieses Teils in
bezug auf die Gruppe schmaler Strahlen für die Multiplikation der feinen Strahlen aufgelöst wobei ein
Rest und ein benachbarter angenommener breiter Strahl übrigbleibt. Der Absorptionswert, der diesem
angenommmenen breiten Strahl zugeordnet werden soll, wird dementsprechend bei der /.-Faktor-Multiplikation
für den breiten Strahl verwendet. Beispielsweise kann der Strahlabsorptionswert einem anderen, von
einem benachbarten breiten Strahl abgeleiteten konstruierten Wert hinzugefügt werden, wobei der
Summenwert durch einen entsprechenden L-Faktor für einen breiten Strahl multipliziert wird. Wenn ein
Intervall für einen breiten Strahl über schmale Strahlen fällt, werden die Daten der feinen Strahlen summiert um
eine Absorption zu konstruieren, die einem angenommenen breiten Strahl mit der Breite des Intervalls
entspricht, und diese Absorption wird dann mit dem L-Faktor für das Intervall multipliziert. Auf diese Weise
kann die Absorption in bezug auf jeden Punkt des untersuchten Querschnitts abgeschätzt werden, und
zwar mit einer Zeitersparnis für die Verarbeitung im Vergleich zur Verarbeitung von nur dünnen Strahlen.
Unabhängig davon, ob bei der Datenverarbeitung von L-Faktoren für breite Strahlen Gebrauch gemacht
wird oder nicht, kann festgestellt werden, daß die Verwendung von breiten Strahlen deswegen besonders
vorteilhaft ist, weil sie zu einer Einsparung der Zahl der Szintillationskristallc und der entsprechenden Fotovervielfacher
führt.
Hinsichtlich des in Fi g. 7 dargestellten Strahlenschemas sei bemerkt daß von den Strahlen nicht nur
angenommen wurde, daß sie parallel sind, sondern daß
sie auch eine gleichförmige Breite besitzen. Bei dem in Fi g. 1 und 2 dargestellten Gerät haben die durch die
Detektoren bestimmten Strahlen jedoch nicht diese Eigenschaft sondern sie sind auf der einen Seite des
untersuchten Bereiches breiter als auf der anderen. Die Wirkung dieser Abweichung wird jedoch bei dem
beschriebenen Gerät dadurch auf ein Minimum reduziert, daß die orbitale Bewegung nicht auf den
theoretischen Bereich von 180 Grad beschränkt wird sondern sich bis zu 360 Grad fortsetzen kann, so daß
sich für jede Strahlanordnung bei den ersten 180 Grad der Abtastung eine zweite Anordnung ergibt die mit is
Ausnahme der umgekehrten Richtung der Strahlung und damit des Sinnes der Abweichung identisch ist Es
wird dann der Durchschnitt der beiden Strahlabsorptionen verwendet um Daten zu erzeugen, die einem Strahl
von scheinbar gleichförmiger Breite entsprechen.
Die weitere Ausdehnung der orbitalen Bewegung dient ferner zur Verringerung der Zahl der Szintillationskristalle
und der entsprechenden Fotovervielfacher, die in Verbindung mit der großen Zahl der
schmalen Strahlen verwendet wird. Die Zahl der Paare von Kristallen ; und Fotovervielfachern wird halbiert,
indem ein Spalt: mit einer Strahlbreite zwischen jedem aufeinanderfolgenden Paar gelassen wird, und die
demzufolge in der Gruppe der schmalen Strahlen vorhandenen Zwischenräume werden durch einen
seitlichen Versatz der RöntgenstrahlenqueHe und der
Detektoren um das Maß eines schmalen Strahls ersetzt. Eine weitere· orbitale Drehung um 360 Grad besorgt
dann die fehlende Information. Dies zeigt F i g. 9, in der für die erste yon zwei orbitalen Umläufen die Lage der
Röntgenstrafclenquelle 5 und der Kollimatoren der Detektoren 13 dargestellt sind. Diese Figur zeigt ferner
in gestrichelten Linien die Position 5i der Röntgenstrahlenquelle und die Position 18( der Kollimatoren bei der
zweiten orbitalen Drehung, und die gestrichelten Linien zeigen den Versatz der Strahlen, die den Zwischenraum
zwischen den durch voll ausgezogenen Linien dargestellten Strahlen ausfüllen.
Diese Technik kann jedoch entfallen, wenn dicht nebeneinander angeordnete Fotovervielfacher und
Kristalle oder Mehrkanalvorrichtungen verwendet werden. Umgekehrt kann diese Technik aber auch
dahingehend ausgedehnt werden, daß das Weglassen weiterer Kristalle und Fotovervielfacher ausgeglichen
wird. Beispielsweise kann ein Verfahren mit einer dreifachen Umdrehung verwendet werden. Wenn
jedoch das Gerät zur Untersuchung von Bereichen des Körpers eines Patienten verwendet werden soll, in
denen die Atmung des Patienten unerwünschte Körperbewegungen des untersuchten Querschnitts
verursachen kann, wenn der Patient nicht zeitweilig den Atem anhält sollte die Umlaufzeit kurz sein. Damit ist
die Zahl der möglichen Umläufe stark begrenzt. Die in Fig.9 dargestellte Technik bildet einen Teil des
Vorschlags nach der D E-OS 24 34 224.
Nach Entscheidung über die Verwendung einer bestimmten Gruppe von L-Faktoren und unter der
Annahme der in logarithmischer Form in der zuvor beschriebenen Weise gewonnenen Strahlabsorption
und der Verfügbarkeit in Form paralleler Gruppen kann die von der Einheit 131 in Fig.8 durchzuführende
Verarbeitung mittels eines entsprechend programmierten Rechners oder den speziellen Schaltungen durchgeführt
werden, wie sie in der eingangs genannten DE-OS 24 20 500 vorgeschlagen sind.
Wie zuvor in Verbindung mit den schmalen Strahlen erwähnt wurde, wird für das Winkelintervall zwischen
den einen gleichmäßigen Abstand voneinander aufweisenden parallelen Datengruppen 2h Grad gewählt Es
sei angenommen, daß die Detektoren in Intervallen von 2/3 Grad um die orbitale Achse angeordnet sind. Es ist
ersichtlich, daß sich dann die Ausgänge der aufeinanderfolgenden Detektoren auf eine parallele Gruppe
beziehen, wenn diese jeweils nach aufeinanderfolgenden Bewegungen von 2Iz Grad ausgewertet werden.
Eine weitere parallele Gruppe kann vom ers.en Detektor nach der ersten Bewegung von 1I^ Grad
gestartet werden, wobei diese zweite Gruppe um 2h
Grad zur ersten Gruppe geneigt ist usw. bis schließlich bei allen erforderlichen Winkeln Gruppen gewonnen
worden sind. Bei den verhältnismäßig schmalen Strahlen, die bei dem erfindungsgemäßen Gerät
verwendet werden, sind vier Detektoren zwischen jedem Paar mit einem Winkelabstand von 2A Grad
angeordnet wobei die Anordnung so getroffen ist daß zwischen den Detektoren ein Winkelintervall von V\s
Grad besteht Es sei nun Fig. 10 betrachtet die die Komponenten der Einheit 51 in Fig.8 in näheren
Einzelheiten darstellt Von den Detektoren 18 wird angenommen, daß sie in eine von fünf verschiedenen
Kategorien fallen. Die Kategorie eins kann als Anfangsfolge von Detektoren betrachtet werden,
zwischen der die anderen vier Detektoren angeordnet sind. Die Detektoren der Kategorie eins bilden somit die
erste von aufeinanderfolgenden Gruppen mit fünf Detektoren. Die Detektoren der Kategorie zwei bilden
die zweite Gruppe, die Detektoren der Kategorie drei die dritte Gruppe usw. Die Ausgänge der Detektoren
von unterschiedlichen Kategorien werden dann entsprechend ihrer Kategorie zu verschiedenen Zeiten
aufgetastet. Detektoren der Kategorie zwei werden um eine Zeit Tspäter als die der Kategorie eins aufgetastet,
während die Detektoren der Kategorie drei um eine Zeit 2T später aufgetastet werden usw., wobei der
Auftastzyklus die Zeit 5T umfaßt. Diese Zeit ist gleich
der Dauer der Abtastung der orbitalen Bewegung über 1Iz Grad. Man sieht, daß bei Verwendung der Daten von
den Detektoren, die nun als Detektoren der Kategorie 1 eingestuft sind, parallele Gruppen von Daten mit einem
Winkelintervall von 2/3 Grad konstruiert werden
können. In jeder auf diese Weise konstruierten Gruppe entsprechen die Daten Strahlen, die voneinander durch
Intervalle getrennt sind, deren Größe der Ausdehnung von vier dazwischen liegenden Strahlen mit dem
Abstand von dünnen Strahlen entspricht. Daten, die den Orten der dazwischen liegenden Strahlen entsprechen,
werden durch Auftastung der Ausgänge der Detektoren der Kategorien 2, 3, 4 und 5 abgeleitet um volle
Gruppen zu erzeugen.
Im allgemeinen können Strahlen eines Fächers mit einem winkelmäßigen Abstand von χ in n-Kategorien
zusammengefaßt werden, um parallele Gruppen mit einem Winkelabstand πλ zu erzeugen. Jede solche
Gruppe hat die η-fache Zahl von Strahlen, die mit gleichem Abstand bei einem Fächer mit Strahlen des
Abstandes nx vorhanden sind. Bei dem oben beschriebenen Fall ist η gleich 1 und <x beträgt 2A5 Grad. Daher
ist πλ ebenfalls Vts Grad. Bei dem Beispiel gemäß
Fig. 10 ist /7 = 5 und na beträgt daher V3 Grad. Die
Dauer der Auftastung beim Auftasten der Detektorausgänge ist jeweils so, daß sie dem Abstand dünner
Strahlen entspricht, um unter Berücksichtigung des
»Apertur-Effektes« die wirksame Verteilung der Strahlungsdichte über dem Strahl so auszudehnen, daß die
gesamte wirksame Ausdehnung des Strahls doppelt so groß wie der Abstand der Strahlen einer schließlich
abgeleiteten parallelen Gruppe ist Die Auftastung wird dadurch bewirkt, daß die oben erwähnten Miller-Integratoren 57 veranlaßt werden, die Integration zu
gegebenen Zeiten zu beginnen und zu beenden und ihre integrierten Ausgänge abzuleiten. Die Miller-lntegratoren werden somit für ihre bekannte Rolle als
Analog-Speicher verwendet, in der sie auftasten und halten und anschließend zurückgestellt werden, um für
eine weitere Auftastung wieder verfügbar zu sein. Die abgeleiteten parallelen Datengruppen werden in entsprechenden Speichern gespeichert, so daß sie unmittelbar für die Konvolution verfügbar sind.
In 10 übertragen die von den Detektoren 18 ausgehenden Leiter 70 die die Absorptionsinformation
für schmale Strahlen bildenden Ausgänge dieser Detektoren, wobei jedem Detektor ein Leiter zugeordnet ist Die Leiter 70 sind entsprechend den Detektorkategorien 1, 2, 3, 4, 5 getrennt dargestellt. In dieser
Klassifizierung verlaufen die Leiter in die Verarbeitungs- und Speichereinheit 51.
Die Ausgänge der Detektoren für die breiten Strahlen entsprechend jeweils den angenommenenen feinen
Strahlen, in die man sich die breiten Strahlen aufgelöst vorstellt Beispielsweise wird ein breiter Strahl von
10 mm Breite als in zehn angenommene feine Strahlen aufgelöst betrachtet Im Prinzip führt der Detektor, der
die Absorption mißt, die der breite Strahl erfährt, die Ausgangssignale zehn getrenne Kanälen für feine
Strahlen zu, wobei jedem Kanal die Signale über einen getrennten Ausgang zugeführt werden. Da jedoch alle
diese Signale gleich sein müssen, speist in der Praxis jeder Breitstrahl-Detektor nur einen Ausgangsleiter
und einen entsprechenden Kanal. Bei dieser Betrachtungsweise wird die Arbeitsweise dieser Kanäle bei der
weiteren Beschreibung des Gerätes in bezug auf die Ausgänge der Detektoren, die Informationen über die
Absorption der dünnen Strahlen geben, klar. Der Einfachheit halber sind daher Detektorausgangsleiter,
die sich auf die breiten Strahlen beziehen, in Fig. 10 nicht dargestellt, und aus dem gleichen Grunde ist nur
ein typischer Kanal für einen dünnen Strahl in dieser Figur dargestellt. Dieser entspricht dem Ausgangsleiter
70 des Detektors für einen dünnen Strahl.
Nach anfänglicher Verarbeitung werden die Daten auf die Abschnitte 1,2,3... η des Speichers 61 (F i g. 10) so
verteilt, dem entsprechend die von allen anderen Leitern abgeleiteten Daten zugeführt werden, so daß in
jedem Speicher die Daten einer parallelen Gruppe gehalten werden, wobei für jede Gruppe ein Speicher
verwendet wird.
Der in Fig. 10 mit 70* bezeichnete typische Leiter
führt dem Eingang des in seiner Verstärkung geregelten Verstärkers 56* Ströme zu. Die Verstärkung dieses
Verstärkers ist, wie schon früher erwähnt wurde — einstellbar, so daß die relativen Empfindlichkeiten der
verschiedenen Detektoren kompensiert und auch die Unterschiede in der Emission von der Röntgenstrahlenquelle kompensiert werden können. Die Verstärkungsregelung kann auch ggf. Mittel zur Kompensation einer
Drift der relativen Empfindlichkeit im Verlauf der Abtastung enthalten. Die Verstärkung der Verstärker
56k wird von einer Verstärkungsregeleinheit 71 gesteuert.
Der Ausgang des Verstärkers 56* wird dem Analog-Speicher 57* zugeführt, der. wie oben erwähnt,
aus einem Miller-Integrator zum Auftasten and Halten besteht Die Auftastung durch die Schaltungen 57*
erfolgt durch zeitliche Steuerung der Zeitgebereinheit 72, die auch die Zeit der Ausgabe und der Rückstellung
dieser Schaltungen steuert Die Ausgabe νυη der Schaltung 572K wird durch die Schaltung 58* von
analoger in digitale Form umgesetzt und der Verteilerschaltung 60* zugeführt die mit den verschiedenen
Abschnitten 1,2,3 — π des Speichers 61 in Verbindung
steht Für den Fall, daß alle von den verschiedenen Detektoren abgeleiteten aufgetasteten Daten sich auf
parallele Strahlen.beziehen — was tatsächlich nicht der Fall ist da die Strahlen entsprechend dem Strahlungsfächer, divergieren — würden alle Verteiler, von denen
hier aus Gründen der Übersichtlichkeit nur der eine Verteiler 60* dargestellt ist zu irgendeiner Zeit Daten
nur an einen Speicherabschnitt entsprechend einem bestimmten Winkel der umlaufenden Abtastung verteilen. Dieser Speicher würde dann zu dieser Zeit
vollständig gefüllt wobei der Einfachheit halber die beschriebenen Entwicklungen unbeachtet bleiben, die
die Nicht-Parallelität der einzelnen Strahlen in Betracht ziehen, und durch die die Zahl der verwendeten
Detektoren um den Faktor 2 reduziert werden kann. Diese Maßnahmen führen — wie oben erwähnt wurde
— zu einer Abtastung über zwei Umdrehungen anstelle einer Abtastung von 180 Grad, wobei im Prinzip nur die
letztere notwendig ist. Jedoch wird kein Speicherabschnitt in einem einzelnen Füllvorgang mit Daten
gefüllt, selbst wenn die angenommenen Maßnahmen das Gerät auf eine einfache 180 Grad Abtastung reduzieren.
Vielmehr werden Beiträge zu einer gegebenen parallelen Gruppe über einen Bereich von Auftastzeiten in der
erwähnten Weise von einem Bereich unterschiedlicher Detektoren erzeugt. Bei einem solchen zeitlichen
Programm tragen die Verteilerschaltungen wie z. B. 60* unter der Steuerung der Einheit 72 zur Speicherung der
parallelen Gruppen bei.
Die so in den Speicherabschnitten 1, 2, 3 ... η gespeicherten Daten der parallelen Gruppen stehen für
die Weilerleitung zur Konvolutionsverarbeitungseinheit nach logarithmischer Umsetzung zur Verfügung.
Um diese Umsetzung durchzuführen, und da die Daten in den Adressen der Speicher für die parallelen Gruppen
vorliegen, werden diese der logarithmischen Umsetzereinheit 59 zugeführt, um sie in dieselbe Adresse, aus der
sie abgerufen wurden, in logarithmischer Form neu einzuschreiben. Dies wird unter der Zeitsteuerung der
Einheit 72 durchgeführt. Es sei bemerkt, daß bei dem beschriebenen Gerät jede Adresse zwei Beiträge erhält,
von denen einer der einen Übertragungsrichtung des relevanten Strahls und der andere dem Strahl mit 180
Grad Versatz entspricht. Die Daten sind an einer Adresse nicht vollständig, bis beide Beiträge geliefert
worden sind, und die logarithmische Umsetzung kann vorher nicht bewirkt werden.
Es sei bemerkt, daß die vorliegende Erfindung bei jeder Abtastvorrichtung anwendbar ist, die für Geräte
geeignet ist, die in der oben erwähnten GB-PS und der DE-Anmeldung beschrieben sind, insbesondere bei
einer Überlagerung einer linearen Abtastung und einer Orbitalen Abtastung. Was die beschriebene Technik zur
Auswahl von Gruppen paralleler Strahlen aus einer größeren Gruppe bei zahlreichen Winkelstellungen
betrifft, sind auch andere Verfahren zum Aufbau solch einer größeren Gruppe bekannt. Bei einem Verfahren
wird eine fächerförmige Verteilung von Strahlen einer linearen Abtastung und ferner einem Umlauf unterzogen,
um die Abtastung bei verschiedenen Winkeln zu wiederholen. Es hat sich jedoch gezeigt, daß extreme
Positionen der linearen Abtastung nicht genug individuelle Strahlen liefern, um alle parallelen Gruppen zu
vervollständigen. In solchen Fäli'en wird gemäß der
Erfindung eine Absorptionsinformation, die für eine Anordnung nötig ist, bei der ein Strahl fehlt, durch einen
anderen Strahl aufgefüllt, der ausreichend nahe bei der erfordef liehen Anordnung liegt.
Hierzu 6 Blatt Zeichnungen
Claims (5)
1. Medizinisches radiographisches Gerät zur Untersuchung von Querschnittsscheiben des Körpers
eines Patienten mittels durchdringender Strahlung, insbesondere Röntgen- oder Gamma-Strahlung,
mit einem drehbaren Element, das eine Öffnung aufweist, in die der Körper in Richtung der
Drehachse des drehbaren Elementes einführbar ist, mit einer Aufnahmevorrichtung zur Positionierung
des Körpers in der Öffnung, mit einer auf dem drehbaren Element auf einer Seite der Öffnung
angebrachten Strahlungsquelle und einer dieser zugeordneten Kollimatoranordnung zur Erzeugung
und Bündelung der Strahlung zu einem ebenen Strahlungsfächer, der einen Bereich einer Querschnittsscheibe
durchdringt, mit Antriebsmitteln zur Erzeuglag einer Drehbewegung des Elementes und
damit der Strahlungsquelle um den Körper, mit einer aus mehreren Detektoren und zugeordneten Kollimatoren
bestehenden Strahfendetektoranordnung auf der anderen Seite der öffnung, wobei die
Kollimatoren und Detektoren seitlich gegeneinander auf die Strahlungsquelle ausgerichtet in der
Ebene des Fächers angeordnet sind, und von den Detektoren Ausgangssignale abgeleitet sind, die die
Durchlässigkeit bzw. die Gesamtabsorption entlang zugehöriger Strahlenwege unterschiedlicher Richtungen
darstellen, mit einer Verarbeitungschaltung für die Detektorausgangssignale, mit einem Ausgangs-Matrix-Speicher,
und mit einer Rechenschaltung zur selektiven Verteilung der verarbeiteten Signale auf unterschiedliche Speicherstellen des
Ausgangs-Matrix-Speichers für eine Darstellung der Absorption der Querschnitisscheibe des Körpers in
bezug auf die Strahlung, dadurch gekennzeichnet, daß die öffnungen der Kollimatoren
derart bemessen sind, daß die Mittellinien von Strahlen (92), die durch einen ausgewählten Bereich
(32) innerhalb des Körpers (31) verlaufen, einen engeren Abstand voneinander aufweisen als die
Mittellinien von außerhalb des ausgewählten Bereiches (32) verlaufenden Strahlen (93).
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kollimatoren so ausgebildet sind, daß
die zu messende Breite der Strahlen (93) mit größer ■werdendem Abstand der Strahlen-Mittellinien zunimmt
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle (5, X) so ausgebildet ist daß die
Intensität der auf die Detektoren (43,44) auftreffenden
Strahlen (92, 93) mit zunehmender Breite der Strahlen abnimmt
4. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
bei dem zwischen der Detektoranordnung und der Rechenschaltung zur Herstellung der bildlichen
Darstellung der Absorptionsverteilung ein Adressenwähler und ein Datenspeicher zur Speicherung
der Detektorausgangssignale geschaltet ist, dadurch gekennzeichnet, daß dem Datenspeicher (61) ein
weiterer Adressenwähler (62) nachgeschaltet ist, durch den die von den einen weiteren Abstand
aufweisenden Strahlen (93) abgeleiteten Daten so der Rechenschaltung zugeführt werden, daß sie
Daten von Strahlen (92) entsprechen, die den engeren Abstand voneinander aufweisen.
5. Gerät nach einem der vorhergehenden Anspräche, bei dem die Detektoranordnung mehrere
Szintillationskristalle enthalten, die jeweils mit einem Fotovervielfacher gekuppelt sind, dadurch
gekennzeichnet daß die Fotovervielfacher (11 ΓΙ
19') abwechselnd auf beiden Seiten der Ebene des Strahlungsfächers gegeneinander versetzt angeordnet
sind.
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