DE2439847C3

DE2439847C3 - Medizinisches radiographisches Gerät zur Untersuchung von Querschnittsscheiben des Körpers eines Patienten

Info

Publication number: DE2439847C3
Application number: DE2439847A
Authority: DE
Inventors: Christopher Archibald Gordon Osterley Middlesex Lemay
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1973-08-18
Filing date: 1974-08-17
Publication date: 1982-07-08
Also published as: DE2439847A1; MY7800139A; GB1478123A; NL174427C; JPS5635455B2; FR2240710A1; NL7411077A; FR2240710B1; HK7978A; DE2439847B2; CA1048167A; NL174427B; JPS5558444A; JPS5493389A; SU657731A3; US3973128A

Description

Ie 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 Strahlabsorptionsdaten 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 in der erwähnten britischen Patentschrift beschriebene Anordnung hat sich bei der Erzeugung von Querschnittsbildern 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 Konvoiutionstechnik 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 j5 man beträchtliche Kosten aufwenden, obwohl diese zusätzlichen Daten lediglich für die Beseitigung der srwähnten 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 Mittellinien von ersten Strahlenbündeln, die durch einen ausgewählten Bereich innerhalb des Körpers verlaufen, einen engeren Abstand voneinander aufweisen, als die Mittellinien von außerhalb des ausgewählten Bereiches verlaufenden zweiten Strahlenbündeln.

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 verringert 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 isi.

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 c·. ■ Detektoranordiiung und der Rechenschaltung zur Herstellung der bildlichen Darstellung der Absorptionsverteilung ein Adressenwähler 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 werderi, 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

Fig. 1 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,

Fig.5 und 6 Detektormittel zur Feststellung der Strahlung nach Durchtritt durch den Körper des Patienten,

F i g. 7 ein Diagramm, Jas sich auf die Verteilung der zahlre'chen Bestrahlungs-Feslstellungsvorrichtungen bezieht, die bei den in Fig. 5 und 6 beschriebenen Detektormitteln vei wendet werden,

Fig.8 ein Blockschaltbild des gesamten Gerätes einschließlich der Teile, die zur Verarbeitung der Absorptionsdaten dienen,

Fig. 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. I liegt ein Patient 1 auf einer aus zwei Teilen 2 und 3 bestehenden Unterlage, und sein Körper wird einer Untersuchung durch die mit der eestrichelten

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 gebrachi werden kann.

Im Bereich der untersuchenden Strahlung ist der Körper des Patienten von einem flüssigen Medium 6 umgeben, das aus Wasser bestehen kann, und das einen Absorptions-Koeffi/ienten für die Strahlung h;it. tier sehr ähnlich dem Absorplions-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

wesentliches Merkmal dieser Mittel bestellt darin, daß sie eine Verschiebung des ringförmigen Körpers 8 zusammen mit dem Patienten in Achsrichtung des Ringes zulassen und darüberhinaus auch eine Verschiebung dieses Korpers in der Ebene des Strahlungsfächers in jeder Richtung ermöglichen. Somit kann ein bestimmter Querschnitt des Körpers eines Patienten für die Untersuchung durch Längsverschiebiing 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 naher erläutert wird.

Bei Verschiebung des ringförmigen Korpers 8 senkrecht zu seiner Achse wird durch geeigne: Mittel dafür gesorgt, daß die Teile 2 und 3 der Auflagt. ::" den Patienten eine ahnliche Verschiebung erfahrt·: Eine ι nterstützung 9 ermöglich: dies fiir den Teil 2 durch in ■der Zeichnung nicht dargestellte MimcI. Der Te¹I 5 'st an seinem vom ringförmigen Körper 8 entfernten Ende auf einer oder mehreren Rollen IO gelagert. Die Rollen IO sitzen auf einem Achskorper II. um dessen Achse die Umlaufbewegung der Röntgensirjhienqueile 5 erfolgt. was nachfolgend noch naher erläutert wird. Die Auflage des Teils 3 auf den Roller. 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 fi:' 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 !1 übereinstimmt. Der Rahmen ist an seinem dem Achskörper benachbarten Ende geschlossen und über ein Lager 14 auf dem Achskorper 11 gelagert. Am anderen Ende ist der Rahmen 13 offen, so daß der Patient eingeführt werden kann, und an diesem Ende 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 Achskorper 11 sitzt in einem Lager 19 und neben dem Lager 19 ist ein den Achskorper 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 Detektoi mittel 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

Wit UUI I /.U Ul

entsprechenden Anschlußeinheiten, nämlich zu der erwähnten Datenverarbeitungseinheit und zu einer S inim Versorgungseinheit.

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, desser Mittelpunkt mit der Umlaufachse 30 zusammenfällt, bestimmt einen ausgewählten örtlichen Bereich. nämlich den in ihm enthaltenen Bereich, über den die Verarbeitungseinheit, die die ve η den Detektormitteln 18 abgeleiteten Absorptionsdatcn 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 Rieht mg 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. v.dß 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 F i g. 3 ist der ringförmige Körper 8 und das flüssige Medium 6 zur Positionierung des Patienten in dem Gerät in bezug aui den Rahmen 13 gegenüber Fig. 1 größer mit Einzelheiten dargestellt. Gemäß Fig.3 ist der ringförmige Körper 8 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 81 und in eine obere Hälfte 82, wobei die Hälften durch geeignete, in eier Zeichnung nicht dargestellte Mitte!, 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 * ig. 4 ist die obere Hälfte 8₂ des ringförmigen Körpers 8 entfernt und der Beutel 42 liegt unaufgewikkelt auf der unteren Hälfte 8i des ringförmigen Körpers, to die in bezug auf den Rahmen 13 nicKt exzentrisch verlagert dargestellt ist. Die dargestellte Anordnung entspricht etwa dem Zustand unmittelbar vor der Einführung des Patienten in das Genii. Nach der Einführung wird der Beutel 42 um den für die Untersuchung benötigten Bereich des Patienten gcwikkelt. Jie obere Hälfte des ringförmigen Körpers 8 aufgesetzt und in ihrer Lage gesichert und der Beutel

den gesamten Raum zwischen dem Korper 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 Röntgenstrahlenqiielle 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 .verden. 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 κ 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 abzuschwächen, sind absorbierend Mittel in form von profilierten Blöcken 69 aus Acrylglas angeordnet (F ig. 8).

F i g. 5 zeigt die Anordnung der in [-i g. 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 innerhaib des Kreises 32 liegen.

Schematisch sind mehrere Strahlen dargestellt, die vom Ausgangspunkt X der Punktquelle ausgehen und ^6ä 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 strahlungscmpfindlichen Detektoren 43 und 44. auf die Photonen der Strahlung auftreffen, jeweils einen Strahl. Vor den strahlungsempfindlichen Detektoren sind Kollimatoren angeordnet, die die Abcrturen der Detektoren und die entsprechenden Strahlen festlegen.

IJ-JC *ΐί Γι! llliiMgÜCiTlpl iMVlllCl ICH LvCtCri lOrCn TJ Ιΐίΐΐ'νΠ

Aperturen νο·ι verhältnismäßig geringer Breite aber sind mit großer Dichte angeordnet. Sie definieren zahlreiche, durch den ausgewählten Bereich im Kreis 32 verlaufende Strahlen. Die restlichen strahlungsempfindlichcn 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 Beieich 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 .Szintiliationskristallen. denen jeweils ein Fotovervielfacher zugeordnet ist. Die entsprechenden Fotovervielfacher sind in F i g. 5 der Einfachheit halber nicht dargestellt. Die elektrischen Ströme am Ausgang der Fotovervielfacher werden der Verarbeitungsvorrichtung für die Bildrekonstruktion zugeführt.

Die jeweils den Szintiliationskristallen 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 F i g. 5 auf die Szintiüationskristaüe 43 fallenden Strahlen sind. Der Strahl 101 sei ein äußerer Strahl der Strahlengruppe. Der auf ihm markierte Ort 111 ist als der Ort des Szintillationskristall anzusehen, auf den der Strahl auftrifft. Zentriert auf diesen Ort 111 ist der zu diesem Szintillationskristall gehörende Fotovervielfacher 11 Γ. Der Fotovervielfacher 11Γ ist mit voll ausgezogener Linie dargestellt. Hierdurch soll angezeigt werden, daß der Fotovervielfacher auf einer bestimmten Seite der Ebene der untersuchenden Strahlen Hegt. 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 wieder Fotovervielfacher 111' 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 III'. 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 wieder '5 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 Siiiiliicn

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 Sirahlen 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 F i g. 7 die W Anordnung der Strahlen auch so dargestellt, als seien sie tatsachlich 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 3' Querschnitt des Patienten liegen muß.

Wie in Fig. 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 ^M 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 W 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 "uf 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 Seite der Achse, während auf der anderen Seite die Begrenzung 50' in gleicher Beziehung zur Begrenzung 49' angeordnet ist. Zwischen diesen beiden Paaren von Begrenzungen befindet sich ein Strahl mit einer mittleren Breite von 55 mm. Bei den in Verbindung mit F i g. 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 erwähn'i Breite der Strahlen ist die von den Kollimatoren bestimmte Breite gemessen entlang einer i.inie. 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 /wischen ihnen werden durch andere Strahlen ausgefüllt, was nachfolgend noch erläutert wird. Tatsachlich ist die wirksame Strahlenbreite großer als I mm, weil eine Spreiziing 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 Röntgenstrahlcnintensität führen.

Fig. 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. 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 Hilfskompo- nenten 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 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 ir. digitale Form umgesetzt. Ggf. können die Verstärkungen der Verstärker gemeinsam gesteuert werden, um etwaige

Schwankungen der Emissionsintensitäl 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 to abgeleiteten Ausgangssignale in ihre logarithmischc Form umgesetzt werden. Hierfür enthält die Finheit il einen logarithmischen Umsetzer 59, der die bekannten logarithniischen Nachschlagetabelle!! umial.il Jede¹· vom Integrator klimmende und in digitalen ( uile umgesetzte Signal wird somit durch ilen Umsetzer 59 in seinen Logarithmus umgesetzt und dann in ilen Speicher 61 als Logarithmus in digitalen) Code eingegeben. Die Adresse im Speicher wird durch Lilien Adrcssenwähler 6ö ausgewählt.

Nach Beendigung der logarithniischen Speicherung in der Finheit >l werden Daten aus dem Speicher durch die Verarbciuingseinheit 52 abgerufen. Beschaffenheit und Wirkungsweise dieser Einheit ist vollständig in der erwahiren alteren 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 zu\ or erwähnt mittels des Adressci.^ählers 62 ab und w verarbeitet diese Gruppen gleichzeitig, wobei !ede Gruppe gliedweise in einem Dateruerarbeiter 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 Querschnitte- 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 Absorptionsko effizienten 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 Druckvorrichtung 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 erforderlirh 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 einen) Adress?nwähler 67 und einem Strahlwcg-Datenspeicher 68 bewirkt, was in der erwähnten älteren Anmeldung beschrieben ist.

Bei dem beschriebenen Gerät sind die schmalen, I mm breiten Strahlen ²Zn eines Grades voneinander gelrennt, und Ausgangssignale werden von den Detektoren nach jeder Winkelverschiebung der Quelle i nun -V_i; (irad um die Achse 0 abgeleitet. Nach leder Drehung um eine Stufe dieser Groüe nimmt leder schmale Strahl eine Lage ein, die parallel zu der Lage "/. ■ lie einer seiner benachbarten Strahlen ν or der Drehung um diese Stufe eingenommen hat.

Es ist daher durch geeigente zeitliche Wahl moglieh. Strahlabsorptions-Datensignale für Gruppen von parallelen Strahlen zusammenzustellen. Es lassen sich dadurch Signale erzeugen, die Gruppen von parallelen Strahlen entsprechen, die winkclmäßig um -V₁; eines Grades voneinander getrennt sind. Die bei dem beschriebenen Beispiel verwendete Datenverarbeitung ist jedoch so ausgerichtet, daß die Gruppen zueinander um -Vi eines Grades verlagert sind. Dies wird nachfolgend noch naher erläutert.

Das Signalverarbe tungssystem. das in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird.bedien! 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 η Gruppen anzuordnen, die auf Zonen bezogen sind, welche konzentrisch zu einem Punkt liegen, für den ein Absorptionswert berechnet werden soll. Dies Gruppen werden so gewählt, daß eine erste Gruppe durch alle solche Zonen verläuft, eine zweite Gruppe durch alle Zonen nut 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 u ;J mit entsprechenden Zonenfaktoren, die auch »/.-F/vtoren« genannt werden, multipliziert. Die Summe der zusammengezählten, so bewerteten Größen ist p-oportional zur Absorption des Materials in der untersuchten Ebene und bei dem gewählten Auswertungsrankt. Mehrere solcher Werte für eine geeignete Anz;^; -1 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, wobei die Absorption des breiten Strahls gleichmäßig auf ,Hi? angenommenen dünnen Strahlen verteilt wird. Stattdes-

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 ingeordnet werden. Die Gruppe der /.-Faktoren für die dünnen Strahlen wird dann auf die angenommenen dünnen Strahlen erstreckt. Wenn die Multiplikation der Absorptionswerte mit den /.-Faktoren sehr rasch durchgeführt werden kann, beispielsweise 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 Yerarbeitungszeii eingespart werden, indem bestimmte L-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 F i g. 7 die der dünner. 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 geringer 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 muß nun aber dieser inneren breiten Zone noch ein /.-Faktor zugeordnet werden, der sich aus den jeweiligen /.-Faktoren der drei um die Achse 0 «o konzentrischen Zonen zusammensetzt, welche zusammen die innere breite Zone bilden. Es werden also nicht die zuletzt genannten einzelnen /.-Faktoren unmittelbar angewandt. Vielmehr wird anstelle dieser einzelnen /.-Faktoren der drei um die Achse 0 konzentrischen « Zonen ihr Durchschnittswert ermittelt. Dieser Durchschnittswert bildet den /.-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 /.-Faktor der nächsten breiten Zone zugeordnet, und in gleicher Weise wird auch ein entsprechender /.-Faktor für die breite Zone am Ende bestimmt. Ein Beispiel für einen typischen Wert des /.-Faktors für die erste breite Zone ist 0,001, während der /.-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 /.-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 /.-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 /.-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 auszumulliplizieren. 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 sind. 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 L-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 Sziniillationskristalle und der entsprechenden Fotovervielfacher führt.

Hinsichtlich des in F i 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 Fig. I 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 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 Fotovervielfachem 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 Röntgenstrahlenquelle und der Detektoren um das Maß eines schmalen Strahls ersetzt. Eine weitere orbitale Drehung um 360 Grad besorgt danr die fehlende Information. Dies zeigt F i g. 9, in der für die erste von zwei orbitalen Umläufen die Lage der Röntgenstrahlenquelle 5 und der Kollimatoren der Detektoren 18 dargestellt sind. Diese Figur zeigt ferner in gestrichelten Linien die Position 5| 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 DE-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 Sirahlabsorption und der Verfügbarkeit in Form paralleler Gruppen kann die von der Einheit 131 in F i g. 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 paraHelen Datengruppen V₃ Grad gewählt Es sei angenommen, daß die Detektoren in Intervallen von ²h 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 ²I₃ Grad ausgewertet werden. Eine weitere parallele Gruppe kann vom ersten Detektor nach der ersten Bewegung von ²Z₃ 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 ²I₃ Grad angeordnet, wobei die Anordnung so getroffen ist, daß zwischen den Detektoren ein Winkelintervall von ²Im Grad besteht. Es sei nun Fig. 10 betrachtet, die die Komponenten der Einheit 51 in F i g. 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 5 Γ umfaßt. Diese Zeit ist gleich der Dauer der Abtastung der orbitalen Bewegung über Vj 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 ²I₃ Grad konstruiert werden können. In jeder auf diese Weise konstruierten Gruppe entsprechen die Daten Strahlen, die voneinander durch Intervalle getrennt sind, deren Größe Jer Ausdehnung von vier dazwischen liegenden Strahlen mit dem Abs land 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 λ in n-Kategorien zusammengefaßt werden, um parallele Gruppen mit einem Winkelabstand net zu erzeugen. Jede solche Gruppe hat die η-fache Zahl von Strahlen, die mit gleichem Abstand bei einem Fächer mit Strahlen des Abstandes nix vorhanden sind. Bei dem oben beschriebenen Fall ist η gleich I und λ beträgt ²As Grad. Daher ist na ebenfalls ¹I \$ Grad. Bei dem Beispiel gemäß Fig. 10 ist η = 5 und net. beträgt daher V₃ Grad. Die Dauer der Auftastung beim Auftasten der Dctektorausgänge ist jeweils so, daß sie dem Abstand dünner

230 227/148

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 dar 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 Mil.'er-Integratoren 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 tür 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, woLei 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 und Halten besteht. Die Auftastung durch die Schaltungen 57k erfolgt durch zeitliche Steuerung der Zeitgebereinheit 72, die auch die Zeit der Ausgabe und der Rückstellung dieser Schaltungen steuert. Die Ausgabe von der Schaltung 572K wird durch die Schaltung 58k von analoger in digitale Form umgesetzt und der Verteilerschaltung 60* zugeführt, die mit den verschiedenen Abschnitten 1, 2,3 ... η 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 Strchlungsfä- :her divergieren — würden alle Verteiler, von denen hier aus Gründen der Übersichtlichkeit nur der eine Verteiler 60k 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. 60k unter der Steuerung der Einheit 72 zur Speicherung der parallelen Gruppen bei.

Die so in den Speicherabschnitten 1, 2, 3 ... π gespeicherten Daten der parallelen Gruppen stehen für die Weiterleitung 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 Fallen 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 erforderlichen Anordnung liegt.

Hierzu 6 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

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, m 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 Verarbeitungschaltung für die Detektorausgangssignale, mit einem Ausgangs-Matrix-opeicher, und mit einer Rechenschaltung zur selektiven Verteilung der verarbeiteten Signale auf unterschiedene Speicherstellen des Ausgangs-Matrix-Speichers für ei-e Darstellung der Absorption der Querschnittsscheibe des Körpers in bezug auf die Strahlung, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittellinien von ersten Strahlenbündeln (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 zweiten Strahlenbündeln (93).

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die ersten Strahlenbündel (92) schmaler als die zweiten Strahlenbündel (93) sind.

3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch ^kennzeichnet, daß die Kollimatoren so ausgebildet sind, daß die zu messende Breite der Strahlen (93) mit größer werdendem Abstand der Strahlen-Mittellinien zunimmt

4. Gerät nach Anspruch 3, 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

5. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem zwischen der Detektoranordnung und der Rechenschaltung zur Herstellung der bildlichen uarsteliung 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.

6. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, 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.

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 aulf 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-