DE2513137B2

DE2513137B2 - Strahlendiagnostisches Gerät

Info

Publication number: DE2513137B2
Application number: DE2513137A
Authority: DE
Inventors: William Robert Camberley Surrey Bradford; Christopher Archibald Gordon Osterley Middlesex Lemay
Original assignee: Emi Ltd., Hayes, Middlesex (Ver. Koenigreich)
Priority date: 1974-03-23
Filing date: 1975-03-22
Publication date: 1980-05-29
Also published as: NL7503520A; JPS50133878A; FR2264516A1; FR2264516B1; DE2513137C3; NL179783C; DE2513137A1; JPS5444597B2; NL179783B

Description

Grenzbereich ihrer Leistungsfähigkeit betrieben, damit einerseits die Strahlungsdosis für den Patienten und andererseits die Untersuchungszeit so klein wie möglich wird. Dadurch bekommen aber bereits kleine Unterschiede zwischen den Empfindlichkeiten der einzelnen Detektoren Bedeutung, so daß in der Darstellung Störungen eintreten können.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Gerät der eingangs genannten Art zu schaffen, bei dem die Einflüsse von Unterschieden in der Empfindlichkeit der einzelnen Detektoren zumindest verringert sind.

Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß zur Verminderung des Einflusses von Unterschieden in der Empfindlichkeit der verschiedenen Detektoren Korrekturmittel vorhanden sind, die folgende Teile enthalten: eine Verschiebeeinrichtung, durch welche der Strahlenausgangspunkt eine Relativverschiebung zur Detektoranordnung erfährt. Speicher zum Speichern der Ausgangssignale der Detektoren in der ersten und zweiten Position des Strahlenausgangspunktes in bezug auf die Detektoren, und eine an die Speicher angeschlossene und von diesen die Ausgangssignale empfangende zusätzliche Verarbeitungsschaltung, durch die aus den Signalen aufeinanderfolgender Detektoren die zu erwartenden Werte der Ausgangssignale für weitere benachbarte Detektoren durch Extrapolation gebildet sind, und die unter Verwendung der durch Extrapolation gebildeten Werte zumindest teilweise die Unterschiede in der Empfindlichkeit der Detektoren korrigiert.

Die Erfindung erfordert nicht die absolute Bestimmung der Empfindlichkeiten der Detektoren, sondern es genügt, nur einen Detektor zur Erzeugung eines Bezugswertes heranzuziehen, von dem die Empfindlichkeiten der anderen Detektoren ermittelt werden. Dieser eine Detektor erzeugt ein Ausgangssignal für einen Strahlenweg, der durch den Patienten verläuft, und daraus wird ein Wert für einen auf einen benachbarten Detektor auftreffenden benachbarten Strahl ermittelt. Dieser Wert dient dann zur Korrektur des tatsächlichen Ausgangssignals von dem benachbarten Strahlenweg.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird die Verlagerung des Ursprungs der Strahlung durch Ablenkung des Elektronenstrahls der Röntgenröhre bewirkt, so daß dieser auf verschiedene Bereiche der Antikathode der Röntgenröhre auftrifft. Die Ablenkung kann dabei durch zwei Ablenkspulen bewirkt werden. Die durch die Ablenkung bewirkte Verlagerung des Ursprungs der Strahlung wird der stetigen Drehung der Strahlenquelle und der Detektoren um den Patienten überlagert. Diese zuletzt genannte Ausbildung der Erfindung hat für sich genommen erfinderischen Charakter.

Die erzeugte Ablenkung wirkt auf alle Strahlen in dem auf die Detektoren auftreffenden Strahlenfeld. Die Korrektur kann für alle Detektoren durchgeführt werden. Wenn somit ein Detektorausgang korrigiert worden ist, können mit diesem die Ausgänge aller anderen Detektoren korrigiert werden.

Die Ablenkung des Ursprungs der Strahlung kann verhältnismäßg langsam erfolgen, wobei ggf. jede Position während der Hälfte der Zeit eingenommen wird, in der die Ausgangssignale normalerweise integriert werden. Vorzugsweise ist jedoch die Frequenz der Verlagerung wesentlich höher als die Winkelfrequenz der Umlaufbewegung der Quelle. In diesem Falle bewegt sich die Quelle mehrere Male während einer Integrationsperiode von einer Position zu der verlagerten Position und zurück.

Nachfolgend wird die Erfindung in Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnungen näher erläutert Dabei stellen dar

Fig. la in teilweise geschnittener Seitenansicht ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäß arbeitenden Gerätes,

F i g. 1 b einen Schnitt in der Ebene b-o der F i g. 1 a,
F i g. 2 schematisch das Gerät gemäß F i g. 1 a und Ib ίο zusammen mit einem Blockschaltbild der zugehörigen Schaltungsanordnung,

F i g. 3 ein Diagramm zur Erläuterung des Arbeitsprinzips der F i g. 1 und 2,

F i g. 4 im Schnitt eine bei dem Gerät gemäß F i g. 1 und 2 vorteilhaft verwendbare Röntgenröhre,
F i g. 5 ein Detail der Röhre gemäß F i g. 4,
F i g. 6 die Anordnung der Röhre gemäß F i g. 4 in einem Röhrengehäuse,

F i g. 7 ein Blockdiagramm der Computerschaltung zum Erzeugen einer Ausgangs-Darsteliung aus dem Gerät gemäß F i g. 2,

F i g. 8 und 9 graphische Erläuterungen eines Aspekts der Erfindung und

Fig. 10 eine Erläuterung der Prozeßtechnik, die auf der Verwendung von Differenzsignalen anstatt Nettosignalen basiert.

Wie aus Fig. la und Ib zu erkennen ist, liegt der Körper 1 des zu untersuchenden Patienten mit dem Rücken auf einer Liege 2. Diese Liege 2 ist an ihren jo beiden Enden von Tragpfosten 3 bzw. 4 gehalten, welche ihrerseits fest mit einem Sockel 5 verbunden sind. Das eine Ende der Liege 2 ist dabei unmittelbar mit dem einen Tragpfosten 3 verbunden, während das andere Ende der Liege 2 von dem anderen Tragpfosten r> 4 indirekt unterstützt wird, und zwar über ein L-förmiges Tragteil 8, welches drehbar an einer Achse 7 befestigt ist, die über eine Kabeltrommel 6 mit dem Pfosten 4 in Verbindung steht.

Ein Teil des zu untersuchenden Körpers 1 ist von

■to einer zylindrischen Trommel 13 umgeben, an deren Außenseite über entsprechende Supporte 11 und 12 eine Röntgenröhre 9 und eine Detektorbank 10 befestigt sind. Diese Trommel 13 ist drehbar um den zu untersuchenden Körper 1 herum angeordnet, wobei als

·»"> Drehantrieb ein Elektromotor 14 vorgesehen ist, auf dessen Welle ein Ritzel 15 sitzt, -welches mit einem außen um die Trommel 13 herumgelegten Zahnring 16 kämmt. In der Mitte des geschlossenen Endes der Trommel 13 befindet sich ein Lager 17, das auf der

«ι Achse 7 frei drehbar ist. Die Achse 7 ihrerseits liegt auf der Längsmittelachse der Trommel 13 und bildet damit die Drehachse des gesamten Systems. Das offene Ende der Trommel 13 ist von Stützlagern 18 unterstützt (von denen in Fig. la nur eines erkennbar ist), die an dem Tragpfosten 3 befestigt sind.

Die Stromzufuhr zur Röntgenröhre 9 und die Abnahme der elektrischen Signale von der Detektorbank 10 erfolgt mittels Leitungskabel 19 und 20, die auf der Außenseite der Trommel 13 entlanglaufen und über bo Halterungen 21 bzw. 22 zur Kabeltrommel 6 geführt sind. Auf der Kabeltrommel 6 befinden sich dabei genug Kabelwindungen für eine vollständige Umdrehung der Trommel 13. Dies bedeutet, daß die Trommel 13 jeweils nach einer vollständigen Umdrehung wieder in ihre Ausgangsposition zurückgedreht werden muß.

Der Patient liegt so auf der Liege 2, daß derjenige Teil seines Körpers 1, der genauer untersucht werden soll, sich im Strahlenweg der von der Röntgenröhre 9 zur

Detektorbank 10 verlaufenden Röntgenstrahlen befindet. Die Röntgenröhre 9 enthält dabei Kollimatoren, welche sicherstellen, daß die von der Röntgenröhre 9 ausgehende Strahlung die Form eines ebenen Fächers 23 hat, der in F i g. 1 a senkrecht zur Zeichenebene und in ^r, Fig. Ib in der Zeichenebene liegt. Der zu untersuchende Teil des Körpers 1 ist von einem Fixierungsring 24 umgeben, innerhalb dem sich Packungsmaterial 25 von ähnlicher Absorptions-Charakteristik wie der Körper 1 befindet. Das Packungsmaterial 25 ist dabei dicht ι ο zwischen dem Ring 24 und dem Körper 1 gedruckt, um soweit wie möglich alle Luft aus der unmittelbaren Nähe des zu untersuchenden Teils des Körpers 1 zu verdrängen.

Bei Betätigung des Motors 14 dreht sich die Trommel 13 um den zu untersuchenden Körper 1 herum. Dabei nimmt sie die Röntgenröhre 9 und die Detektorbank 10 mit, so daß der Strahlenfächer 23 in einer festgelegten Ebene um dem Körper 1 herumgedreht wird und der Körper in dieser Ebene aus einer Vielzahl von unterschiedlichen Richtungen durchstrahlt wird.

Die Detektorbank 10 enthält, wie sich aus Fig. Ib ergibt, N einzelne Detektoren, die gegenüber der Röntgenröhre 9 angeordnet sind und die Breite des Strahlenfächers 23 überdecken. Jeder Detektor enthält dabei einen (nicht individuell sichtbaren) Kollimator 26. Falls der Strahlenfächer 23 stationär wäre, würde der betreffende Detektor nur diejenige Strahlung empfangen, die in einem bestimmten linearen Weg durch den Körper 1 hindurchgegangen ist, wobei die Breite dieses jo Strahlenweges durch die Abmessungen des Kollimators 26 bestimmt wäre. In der Praxis rotiert jedoch der Strahlenfächer 23 stetig um den Körper 1 herum. Außerdem ist es notwendig, die Ausgangssignale der Detektoren über eine kurze, aber endliche Zeit zu integrieren, um zuverlässige Meßwerte zu erhalten. Deshalb beziehen sich die von einem bestimmten Detektor abgeleiteten Signale auf einen Strahlenweg, der relativ zu dem durch den zugehörigen Kollimator definierten Strahlenweg etwas verbreitert ist. Während einer jeden endlichen Integrationszeit kann der Strahlenfächer 23 sich um einen Winkel zwischen 1° bis 2° relativ zum Körper 1 drehen, nachfolgend ist angenommen, daß dieser Winkel 1° beträgt.

Ein typischer Detektor enthält einen Scintillations-Kristall, der den auf den Detektor auftreffenden Röntgenstrahlen ausgesetzt ist und im Ansprechen darauf sichtbare Ausgangssignale erzeugt. Diese sichtbaren Ausgangssignale werden einer Photovervielfacherröhre zugeleitet, die ein elektrisches Ausgangssignal liefert, welches der vom Kristall absorbierten Strahlenenergie entspricht. Alle auf diese Weise abgeleiteten elektrischen Ausgangssignale werden dann so weiterverarbeitet, daß sich eine Darstellung der Veränderung der Strahlungsabsorption über die untersuchte Ebene des Körpers 1 ergibt

Die einzelnen Detektoren besitzen zwangsläufig Unterschiede in ihrer Empfindlichkeit und Ansprechwahrscheinlichkeit Da weiterhin die zu verarbeitenden Ausgangssignale jeweils aus mehreren Detektoren stammen, kann sich infolge dieser Unterschiede ein Störmuster ergeben, welches sich der angestrebten ortsabhängigen Darstellung der Strahlungsabsorptionswerte der Körperschicht überlagert Die Form und Intensität dieses Störmusters hängt dabei bis zu einem gewissen Ausmaß von der verwendeten Verarbeitungsart für die Erzeugung der Darstellung ab.

Um derartige Störmuster, soweit wie praktikabel, von der Darstellung der Strahlungsabsorptionswerte der Körperschicht fernzuhalten, ist erfindungsgemäß eine Relativbewegung zwischen dem Strahlenfächer 23 und den in der Detektorbank 10 zusammengefaßten Detektoren vorgesehen. Unter der Annahme, daß das Ausgangssignal von einem bestimmten Detektor, z. B. dem k-len Detektor, zu einer bestimmten Zeit bekannt ist, ergibt sich dadurch eine Information, die es zu berechnen erlaubt, welches das entsprechende Ausgangssignal des nächstbenachbarten Detektors, z. B. des (k+ l)-ten Detektors, sein sollte, wenn dessen Empfindlichkeit und Ansprechwahrscheinlichkeit die gleiche wäre wie diejenige des Ar-ten Detektors. Dieser berechnete Ausgangswert kann dann verglichen werden mit dem tatsächlichen Ausgangssignal, das zu der bestimmten Zeit von dem (k+ l)-ten Detektor geliefert wird. Dabei kann angenommen werden, daß eine etwaige Differenz zwischen den beiden miteinander verglichenen Werten auf eine unterschiedliche Empfindlichkeit und Ansprechwahrscheinlichkeit der beiden betreffenden Detektoren zurückgeht. Auf diese Weise lassen sich solche Differenzen bei der Signalverarbeitung dahingehend berücksichtigen, daß die Intensität der unerwünschten Störmuster stark vermindert wird. Natürlich ist dabei unterstellt, daß eine derartige Korrektur entsprechend für alle Detektoren durchgeführt werden kann, indem der Jt-te Detektor mit dem fjt+l)-ten Detektor, der letztere mit dem (k+2)-\en Detektor usw., verglichen wird.

In dem hier betrachteten Beispiel wird die Änderung der Relativlage zwischen dem Strahlenfächer 23 und der Detektorbank 10 dadurch bewirkt, daß die Strahlenquelle (in der Darstellung der F i g. Ib) von der Position Bu zur Position Bd verschoben wird. Es wurde bereits erwähnt, daß es die Praxis ist, die Ausgangssignale der Detektoren über eine Zeitperiode zu integrieren, die einer Winkelverdrehung des Strahlenfächers 23 von 1 ° relativ zum Körper 1 entspricht. Bei Verwendung der Relativbewegung zwischen dem Strahlenfächer 23 und der Detektorbank 10 ist es aber notwendig, daß die abgeleiteten Ausgangssignale auf einer zeitlichen Basis voneinander getrennt werden können, wenn der Strahlenfächer von der unverschobenen Position (Index u) und der verschobenen Position (Index d) ausgeht. Dies kann beispielsweise dadurch erfolgen, daß der Ausgangspunkt für den Strahlenfächer 23 während etwa einer Hälfte der besagten Periode von der Position Bu ausgestrahlt wird, und daß dann während der verbleibenden anderen Hälfte dieser Periode die Strahlenquelle in die Position Bd verschoben wird. Die während dieser beiden Halbperioden von den Detektoren abgeleiteten Ausgangssignale können dann separat integriert und zugeordneten Speichern zugeleitet werden. In dem Zusammenhang sei bemerkt, daß die stetige Rotation der Trommel 13 ungestört weitergeht und daß es deshalb notwendig ist, am Ende einer jeden zweiten Halbperiode, die Strahlenquelle in die unverschobene Position entsprechend Bu zurückzubringen, obgleich natürlich der Strahlenfächer als solcher sich zu dieser Zeit von der z.B. in Fig. Ib dargestellten Position um den erwähnten Winkel von 1 ° gedreht hat Der Vorgang des Verschiebens der Strahlenquelle von der unverschobenen Position zur verschobenen Position und wieder zurück zur unverschobenen Position wird während eines jeden Inkrements von 1° der Trommeldrehung wiederholt

Alternativ ist es auch möglich, die Strahlenquelle sehr rasch von der unverschobenen Position zur verschöbe-

nen Position zu oszillieren, so daß jede dieser beiden Positionen während des zugrunde liegenden Inkrements der Winkelbewegung mehrfach eingenommen wird. Bei der nachfolgenden Erläuterung eines Ausführungsbeispiels der Erfindung ist jedoch angenommen, daß die erstgenannte Methode der Verschiebung der Strahlenquelle angewandt wird.

Es ist selbstverständlich, daß die Drehung der Trommel 13 um den Körper 1 herum sehr genau überwacht werden muß. Dies geschieht bei dem hier betrachteten Beispiel mit Hilfe eines Gradnetzes in der Form einer Kreisscheibe 70, die aus transparentem Material besteht und opake Radiallinien trägt. Diese Kreisscheibe 70 ist mit durch den Motor 14 angetrieben und dreht sich relativ zu einer Ü'oertragereinheit 71, welche eine Lichtquelle und eine Photozeiie enthält. Die Photozelle ist dabei an eine Schaltung bekannter Bauart angeschlossen, welche Taktimpulse 72 erzeugt, und zwar derart, daß jedesmal dann ein Impuls entsteht, wenn das auf die Photozelle fallende Licht durch eine der opaken Gradnetz-Linien auf der Kreisscheibe 70 unterbrochen wird. Der Abstand dieser Linien auf der Scheibe 70 ist dabei so gewählt, daß zwei benachbarte Taktimpulse 72 einen Zeitabstand haben, der einer Drehung der Trommel 13 um 1/2° äquivalent ist.

Es sei nunmehr auf eine Erläuterung der Fig. 2 übergegangen. Dort sind in der linken Hälfte schematisch die wesentlichen Bestandteile des Geräts gemäß F i g. 1 a und 1 b dargestellt, nämlich die Trommel 13, der Strahlenfächer 23, die beiden Positionen Bu und Bd der so Strahlenquelle sowie die Detektorbank 10. Dabei ist angenommer, daß der Strahlenfächer 23 ebenso wie in Fig. Ib in der Zeichenebene liegt. Die Grenzstrahlen dieses Fächers haben (bei unter verschobener Strahlenquelle Bu) die Bezugszeichen 27 und 28, sie liegen so, daß der gesamte Strahlenfächer nach dem Passieren des zu untersuchenden Körpers vollständig von den Detektoren in der Detektorbank 10 empfangen wird.

Um die auf unterschiedliche Empfindlichkeiten der Detektoren zurückgehenden und Verfälschungen bei der endgültigen Bild-Rekonstruktion der Absorptionsverteilung in der untersuchten Körperebene bewirkenden Störmuster abzuschwächen, ist bei dem hier betrachteten Beispiel vorgesehen, die Strahlenquelle durch Ablenkung des die Röntgenstrahlen in der Röntgenröhre erregenden Elektronenstrahls zu verschieben. Eine Ablenkung dieses Elektronenstrahls führt dazu, daß die Röntgenstrahlen von einem Brennfleck auf der Antikathode der Röhre aus imitiert werden, der eine andere Lage hat als der Brennfleck bei nicht abgelenktem Elektronenstrahl. Der Brennfleck ist dabei verhältnismäßig klein und entspricht damit weitgehend einer punktförmigen Strahlenquelle. Demgemäß sind in F i g. 2 auch die nichtverschobene Position Bu sowie die verschobene Position Bd der Strahlenquelle punktförmig angenommen. Der Unterschied zwischen den Positionen Bu und Bd ist dabei nicht sehr groß, er ist in der Fig.2, zum Zwecke der Verdeutlichung, stark übertrieben gezeichnet Die bei der verschobenen Positionen .Sc/sich ergebenden Grenzstrahlen haben die βο Bezugszeichen 27' und 28'.

Die einzelnen Detektoren sind in der Fig.2 nicht mehr dargestellt Sie enthalten, wie schon anhand der Fig. Ib erläutert jeweils einen Scintillations-Kristall, auf den die Röntgenstrahlung auftrifft Dieser Kristall ist optisch mit einer Photovervielfacherröhre gekoppelt und zwar so, daß das sich beim Auftreffen der Röntgenstrahlung durch Erregung des Kristalls ergebende Licht auf die Photovervielfacherröhre fällt, was zu einem Ausgangsstrom aus dieser Röhre führt. Dieser Ausgangsstrom der Röhre bildet das Ausgangssignal des Detektors. Dieses Ausgangssignal wird von jedem Detektor aus über eine individuelle Ausgangsleitung 29 weitergeleitet, wobei alle Ausgangsleitungen 29 zusammengenommen das in Fig. la erläuterte Leitungskabel 20 bilden. Für den Fall des /t-ten Detektors ist dabei in F i g. 2 gezeigt, daß dessen Ausgangsleitung 29Jt zu einem zugeordneten Signalverstärker 30k führt. Entsprechendes gilt für die übrigen Detektoren. Alle Verstärker 30 sind mit einer individuellen Verstärkungssteuerung bekannter Bauart versehen, um groben Ungleichmäßigkeiten in den Empfindlichkeiten der Detektoren entgegenzuwirken. Die Steuerung der Verstärkung der Verstärker 30 wird mittels einer Verstärkungssteuerungseinheit 31 bewirkt.

Der Ausgang aus dem Verstärker 30jt gelangt zu einem Analog-Speicher 32k, der in dem hier betrachteten Beispiel ein Miller-Integrator von bekannter Bauart ist. Diesem Integrator werden zugleich auch die Taktimpulse 72 zugeführt, die von der in F i g. 2 als Block 70, 7t dargestellten Takteinheit stammen. In bekannter Weise bewirkt jeder Taktimpuls ein Auslesen und Zurückstellen des Integrators. Damit integriert der Integrator 32* den verstärkten Ausgang aus dem Jt-ten Detektor aufeinanderfolgend über das schon weiter vorn erwähnte Zeitintervall, das der einen Hälfte derjenigen Zeit entspricht, innerhalb der der Strahlenfächer sich um ein Winkel-Inkrement von 1° mit Bezug auf den zu untersuchenden Körper weiterdreht. Dieses Winkel-Inkrement ist dabei deshalb auf 1° bemessen, weil es dann dem Winkel an der Röntgenröhre 9 entspricht, der von einem der in der Detektorbank 10 gegenüberliegenden Detektoren überspannt wird, d. h. dieses Winkel-Inkrement entspricht der effektiven Breite der von einem Detektor, z. B. dem Detektor k, empfangenen Untersuchungsstrahlung.

Das Ausgangssignal aus dem Integrator 32Jt, d. h. das beim Zurückstellen des Integrators erzeugte Signal, läuft zu einem Analog-Digital-Konverter 33Λ:, wo es in die digitale Form überführt wird. Danach wird das Signal in einen log-Konverter 34 eingespeist und darin in die logarithmische Form überführt, wobei es aber weiterhin digital bleibt. Während für jeden Detektor ein individueller Analog-Digital-Konverter 33 vorgesehen ist, ist der log-Konverter 34 allen Analog-Digital-Konvertern 33 gemeinsam. Er wird ebenfalls unter Steuerung der Taktimpulse 72 aus der Takteinheit 70,71 betrieben und gibt seine digitalen Signale, die aus den Ausgangssignalen der vorgeschalteten Konverter, wie 33A; abgeleitet sind, der Reihe nach ab. Diese vorgeschalteten Konverter sind dabei so angeordnet, daß sie die konvertierten Signale über die erforderliche Zeitdauer hinweg speichern können. Tatsächlich werden alle in F i g. 2 von und einschließlich 34 durch Blocks dargestellte Schaltungsfunktionen durch einen geeignet programmierten Digital-Rechner besorgt, und Konstruktionseinzelheiten dafür sind in bezug auf die Erfindung nicht relevant

Der log-Konverter 34 speist seine in die logarithmische Form überführten Ausgangssignale in eine Verteilerschaltung 35 ein, von wo aus sie entweder in einen Digitalspeicher 36 gelangen, falls das betreffende Signal auf die Position Bu der Strahlenquelle bezogen ist oder aber zu einem zweiten Digitalspeicher 37, falls die Position Bd die zugehörige Position der Strahlenquelle ist Die Schaltimpulse zum Steuern der Verteiler-

Schaltung 35 sind synchron mit denen aus der Takteinheit 70,71, und diese Takteinheit erzeugt ebenso auch die Impulse zum Steuern der Verschiebung der Strahlenquelle zwischen den Positionen Bu und Bd. Dazu ist eine Abtastschaltung 73 vorgesehen, die einen im wesentlichen sinusförmigen Ablenk-Wellenzug 74 liefert, der (wie weiter unten noch näher erläutert wird) an die zur Röntgenröhre 9 gehörenden Abtastspulen 57, 58 angelegt wird.

Als Ergebnis der Erlangung der Absorptionsdaten in werden bei Vollendung einer orbitalen Abtastung der zu untersuchenden Körperebene in dem Speicher 36 Absorptionswerte gespeichert, die in der vorangehend erläuterten Weise abgeleitet sind und die dem folgenden Matrix-Muster entsprechen:

lI "2r

\ t

Rk

25

JO

In diesem Muster entspricht die erste Reihe der ersten Prüfung des Strahlenfächers durch die Detektorbank bei Drehung um 1/2°. Die zweite Reihe entspricht der dritten Prüfung für das dritte Winkel-Inkrement von 1/2°, die mit Ru beginnende Reihe ist der Prüfung (2f— 1) zugeordnet, und die letzte Reihe schließlich gehört zur Prüfung (2 T— 1), d. h. zur letzten Prüfung in dem Abtastgang. Die erste Spalte gibt die Absorptionswerte an, die von dem ersten Detektor der Detektorbank ii< der zeitlichen Reihenfolge der Prüfung abgenommen wurde, wobei der Wert R\ 1 der erste und der Wert R] rder letzte Wert ist. Entsprechendes gilt für die zweite Spalte, in der die von dem zweiten Detektor in der zeitlichen Reihenfolge abgeleiteten Werte erscheinen usw. bis zur letzten Spalte, die dem /V-ten Detektor zugeordnet ist. Mithin bedeutet generisch die Angabe Rt, den Absorptionswert, der von dem jt-ten Detektor bei der f-ten Prüfung abgeleitet wurde.

In entsprechender Weise ergeben sich in dem Speicher 37 unterschiedliche Absorptionswerte, die in einem zum Speicher 36 identischen Matrix-Muster gespeichert sind. Generisch repräsentiert, dabei die Angabe R'k, den Absorptionswert, der von dem jt-ten Detektor bei dem 2 f-ten Zeitpunkt der Prüfung in der verschobenen Position Bäder Strahlenquelle abgeleitet wurde. Wegen der Alternierung der Positionen der eo Strahlenquelle hat der Wert R't, eine Prüfungszeit, die mit der Prüfungszeit für die Werte R/,ι und Rk.1+1 verknüpft ist und zwischen diesen liegt

Der Block 38 stellt eine Prozeßeinheit dar, die gespeicherte Absorptionsdaten aus den Speichern 36 (,5 und 37 abzieht und aus diesen Daten korrigierte Werte ableitet, die weniger stark von einem Fehler infolge einer unterschiedlichen Empfindlichkeit der Detektoren beeinflußt sind als die in den Speichern 36 und 37 gehaltenen Daten. Die Wirkungsweise der Prozeßeinheit 38 wird weiter unten genauer erläutert. Es sei zunächst aber noch in bezug auf die zum Speicher 39 übertragenen, korrigierten Daten vermerkt, daß diese durch Konvolution gemäß einer geeigneten Technik, beispielsweise derjenigen, die in der älteren DE-OS P 24 20 500 beschrieben ist, weiterverarbeitet werden. Dazu werden diese Daten mittels einer Verteilerschaltung 40 in parallele Datensätze sortiert, die sich auf Sätze von parallelen Strahlenwegen durch den untersuchten Körper hindurch beziehen. Jeder solche parallele Satz wird dann in den entsprechenden Abschnitt eines Parallelspeichers 41 eingespeist. Dieser Speicher hat n-Abschnitte, wobei der Wert für η wesentlich geringer ist als die Anzahl /Van Detektoren in der Detektorbank 10.

Es sei nunmehr der Charakter der Daten-Korrektur näher anhand der F i g. 3 erläutert. In dieser Figur stellt der Kreis C den orbitalen Laufweg der Strahlenquelle und der Detektoren in der Detektorbank dar. Dabei ist zur Vereinfachung angenommen, daß die einzelnen orbitalen Laufwege der verschiedenen Detektoren, die nicht notwendigerweise die gleichen sein müssen, als einander gleich und auch als gleich dem orbitalen Laufweg der Strahlenquelle betrachtet werden können. Weiterhin ist angenommen, daß die Detektoren von der Strahlenquelle aus gesehen einen verhältnismäßig kleinen Winkel überdecken. Der Mittelpunkt des Kreises C, der repräsentativ ist für die Achse der orbitalen Rotation, ist in Fig.3 mit O bezeichnet. Weiterhin ist in F i g. 3 die unverschobene Position Bu der Strahlenquelle zum mittleren Zeitpunkt der /-ten Prüfung vermerkt sowie die verschobene Position Bd zum mittleren Zeitpunkt der sich daran anschließenden nächsten Prüfung. Von der von der Strahlenquelle ausgehenden Strahlung sind nur jeweils die beiden Strahlenwege P und P' eingetragen, die von der unverschobenen Position Bu bzw. der verschobenen Position Bd der Strahlenquelle aus den Untersuchungsbereich des zu untersuchenden Körpers durchqueren und jeweils auf dem /r-ten Detektor auftreffen. In der unverschobenen Position Bu der Strahlenquelle hat der Strahlenweg P den Abstand OX von der orbitalen Achse, während im zweiten Fall der Strahlenweg P'den entsprechenden Abstand (What.

Es sei nunmehr einer der Strahlenwege, wie /Oder /", betrachtet -Dabei sei angenommen, daß dieser um den Abstand r von der orbitalen Achse O entfernt ist und daß er in einem Winkel θ zu einer Bezugslinie in der Untersuchungsebene geneigt ist Die gesamte Strahlungsabsorption entlang dieses Weges zwischen der Strahlenquelle und einem die Strahlung empfangenden Detektor, wie dem k-len Detektor, ist eine Funktion der Werte sowohl von r als auch von Θ. Wenn f als der tatsächliche Werte für die Strahlungsabsorption definiert wird (zum Unterschied von dem praktisch ermittelten Absorptionswert, der Fehler insbesondere infolge unterschiedlicher Empfindlichkeit der Detektoren enthalten kann), kann somit

gesetzt werden. Falls nunmehr r um Ar und θ um ΔΘ vergrößert wird, erhöht sich der Wert für / entsprechend um

1/ =

df dr

I r +

IL

β.

Dies kann auch als

dr

df d (-) d7-) dr

^d/
dr

R'ki —

d(->
~d7

L de

Diese Ergebnisse führen zu

df
dr

= AL
dr

IL de

somit möglich, die Beziehung

= Rk, + -Jf

geschrieben werden.
Die Bedeutung dieses Ergebnisses liegt darin, daß

'J eine Größe ist, die es erlaubt, die Absorption entlang

eines dem betrachteten Strahlenweg eng benachbarten und parallel zu ihm verlaufenden Strahlenweges vorherzubestimmen, unter der Voraussetzung, daß die Absorption entlang des betrachteten Strahlenweges

bekannt ist. Die Größe-,-kann dabei bestimmt werden

Pr

aus den Daten derjenigen Art, die sich mit dem Gerät, welches anhand der Fig. la, Ib und 2 beschrieben wurde, ermitteln lassen. Somit es es möglich, den relativen Fehler in der Detektor-Empfindlichkeit zwischen zwei solchen einander benachbarten Strahlenwegen ausfindig zu machen, wie dies für eine genauere Betriebsweise des Gerätes erforderlich ist, und auf diese Weise die Störmuster, die in der endgültigen Bild-Rekonstruktion infolge unzureichend kompensierter Empfindlichkeitsunterschiede der Detektoren auftreten können, zu vermindern.

Wenn die vorangehend erläuterten Prinzipien auf die f-te Prüfung durch den k-ten Detektor angewandt werden, für die der Wert Rk, im Speicher 36 und der Wert R'k, im Speicher37 gespeichert ist,dann folgt

K)

2(1

Darin bedeutet s die halbe Verschiebung der Strahlenquelle zwischen den Positionen Bu und Bd in Fig.3, und damit die Längendifferenz der beiden Normalen OX'und OX. Falls weiterhin mit Ddie Länge der beiden Strahlungswege P und P' bezeichnet wird (wobei die Länge beider Wege für die hier betrachteten Zwecke als einander gleich gesetzt ist), folgt in bezug auf die beiden Prüfungen

Falls α die orbitale Drehung ist, die zwischen den auf die Werte Rk, und Rk.i+\ bezogenen Prüfungen auftritt, gilt außerdem

IL

55

in der die auf der rechten Seite erscheinenden t,o Ausdrücke bestimmt sind durch die während des Betriebs des Gerätes ermittelten Daten, und in Übereinstimmung mit den in bezug auf sie abgeleiteten Beziehungen.

Wenn mit R**+1,, der Absorptionswert des (k+\ )-ten b, Detektors bezeichnet wird, den dieser bei der f-ten Prüfung haben sollte, falls er die gleiche effektive Empfindlichkeit besäße wie der A:-te Detektor, ist es Λ "τ ~~~z.

■ (Λ - ,1)

zu schreiben. Der Schlußterm enthält dabei noch eine kleine Korrektur in be^ug auf der Winkel β zwischen den Strahlenwegen von der Strahlenquelle zum /r-ten bzw. zum (k+ l)-ten Detektor, aber da dieser Winkel β im allgemeinen nur sehr klein ist, kann die diesbezügliche Korrektur vernachlässigt werden.

Durch Anwendung der vorangehend beschriebenen Methode des Vergleichs zwischen benachbarten Detektoren können die Daten einer jeden Reihe von Absorptionswerten, nämlich jedes zu jeder Prüfungszeit abgeleiteten Satzes solcher Werte, korrigiert werden, so daß sie solche Meßwerte ergeben, als ob die Messungen alle mit effektiven Detektor-Empfindlichkeiten gemacht wären, die der Empfindlichkeit z. B. des ersten Detektors in der Detektorbank gleich sind. Natürlich ist es dabei notwendig, daß der Absorptionswert für jeden Detektor, der zur Korrektur für den nächstfolgenden Detektor benutzt wird, seinerseits ein korrigierter Wert ist. Die Korrekturen müssen deshalb aufeinanderfolgend vorgenommen werden.

In Übereinstimmung mit den vorangehend geschilderten Überlegungen zieht die Prozeß-Einheit 38 die in den Speichern 36 und 37 gehaltenen Absorptionswerte ab und berechnet daraus, durch Behandlung dieser Werte in Termen der Gleichungen, die für die partiellen Differentialkoeffizienten der Art 'J und 'J- abgeleitet

Pr PH

wurden, für jeden in einer Reihe erscheinenden Satz von y?-Werten im Speicher 36 den Satz von /?*-Werten, welche (innerhalb der Grenzen der Meßfehler) die wirklichen Absorptions-Werte angeben, die sich von einem bestimmten Detektor ergeben haben würde, wenn dieser identisch die gleiche effektive Empfindlichkeit gehabt hätte wie sein Nachbar. Diese korrigierten Absorptionswerte werden dann dem Speicher 39 zugeführt.

Der Computer kann jedoch auch so programmiert werden, daß er die Korrektur in einer anderen Weise vornimmt. Da der Wert

Rk+l.i

ein Maß is' für die Empfindlichkeit des £+l-ten Detektors zur Zeit £, bezogen auf den £-ten Detektor zur gleichen Zeit, können alle solchen Detektor-Empfindlichkeiten gespeichert werden. Weiterhin kann angenommen werden, daß die Unterschiede der effektiven Empfindlichkeil der Detektoren während einer vollständigen Periode der Datenermittlung praktisch die gleichen bleiben. Somit kann eine mittlere Angabe der relativen Empfindlichkeiten bestimmt werden durch Verwendung aller Reihen-Sätze von Ä-Daten. Mit den so zur Verfugung stehenden Mittelwerten der relativen effektiven Empfindlichkeit können dann die R- Werte aus dem Speicher 36 so zum Speicher 39 transferiert werden, daß sie nach Maßgabe der Feststellungen der mittleren relativen effektiven Empfindlichkeit durch die Prozeß-Einheit 38 korrigiert werden.

Die Sätze der R'-Werte, die im Speicher 37 gehalten werden, können gleichermaßen hinsichtlich der Detektor-Empfindlichkeiten korrigiert werden, und zwar nach

einer der beiden vorangehend beschriebenen Methoden. Die Sätze der korrigierten R-Werte werden zur Rekonstruktion eines Bildes weiterbehandelt. Wenn die korrigierten Λ'-Werte nach identisch der gleichen Prozedur weiterbehandelt werden, ergibt sich eine zweite Bild-Rekonstruktion, die sich der ersten so überlagern läßt, daß sich eine resultierende Bild-Rekonstruktion aufstellen läßt, die weniger fehlerhaft ist in bezug auf die Fehler, die sich aus statistischen Fehlern der Datenermittlung ergeben.

In den Fällen, in denen eine Drift der effelctiven Detektor-Empfindlichkeit im Verlauf einer vollsiändigen Periode der Datenermittlung nicht vernachlässigt werden kann, kann die Technik der Bildung von Mittelwerten für die relativen Empfindlichkeiten nicht angewandt werden. Zwar können die /?-Werte in Reihen korrigiert werden, aber jede Reihe neigt dann dazu (sofern diesem nicht durch besondere Maßnahmen entgegengewirkt wird), als Ergebnis des Driftens einen unkompensierten Fehler zu enthalten, der unterschiedlich ist von denen der anderen Reihen. Die besonderen Maßnahmen, die einer solchen Tendenz entgegenwirken, können darin bestehen, daß in der Detektorbank ein außerordentlicher Detektor vorgesehen wird, der nicht die Absorption längs eines Strahlungsweges durch den zu untersuchenden Körper hindurch mißt, sondern die Absorption entlang einem Bezugsweg. Bei einer solchen Anordnung kann der für den Bezugsweg ermittelte Datenwert als Korrekturwert verwendet werden, indem er über eine kurze Folge von Prüfungen gemittelt wird, falls das Driften über diesen Bruchteil der Gesamtpsriode der Datenermittlung ausreichend klein ist. Alternativ kann dieser außerordentliche Detektor aber auch ersetzt sein durch eine Gruppe solcher Detektoren, deren Ausgang gemittelt wird und dann als Bezugswert zur Korrektur gegen das Driften benutzt wird.

Es sei noch auf eine Modifikation des anhand der Fig.2 beschriebenen Gerätes eingegangen. Anstatt, wie vorangehend vorausgesetzt, die Position der Strahlenquelle während der Integrationsperiode, in deren Verlauf die Werte für die Absorptionsdaten aufgebaut werden, fixiert zu halten, kann die Position der Strahlenquelle auch mit einer verhältnismäßig hohen Frequenz gewechselt werden, wobei dann gleichzeitig in bezug auf jeden Detektor ein entsprechendes Umschalten des verstärkten Ausgangssignals des Photovervielfachers zwischen einem Paar von Analog-Integratoren vorgenommen wird. Auf diese Weise wird jeder Λ-Wert zusammen mit dem zugeordneten Λ'-Wert, der der verschobenen Strahlenquelle entspricht, simultan und nicht mehr aufeinanderfolgend erzeugt. Dadurch können die /?-Werte und die Λ'-Werte direkt in die betreffenden Speicher 36 und 37 eingespeist werden, anstatt daß dies durch ein aufeinanderfolgendes Umschalten erfolgt. Bei einer solchen Modifikation wird es bevorzugt, daß die zeitliche Verschiebung der Strahlenquelle nach Rechteckwellen-Art erfolgt, sie kann aber auch, falls gewünscht, sinusförmig vorgenommen werden.

Generell ist zu bemerken, daß theoretisch eine Verschiebung der Strahlenquelle nach Rechteckwellen-Art gegenüber einer sinusförmigen Verschiebung zu bevorzugen ist, und 7war unabhängig davon, ob das Gerät in der modifizierten Form mit rascher Umschaltung der Position der Strahlenquelle oder in der weiter vorn erläuterten Art mit einmaliger Umschaltung pro festgelegtem Winkel-Inkrement arbeitet. In der Praxis ist es häufig jedoch nicht zweckmäßig, die Verschiebung der Position der Strahlenquelle nach sehr strikter Maßgabe eines echten Ret.kteckwellen-Gesetzes vorzunehmen. Eine nach solcher Maßgabe vorgenommene Verschiebung kann die Verwendung von harmonischen Ablenk-Komponenten erfordern, die unzweckmäßig hohe Vielfache der Grundfrequenz der Alternierung der Strahlenquellen-Position sind. Falls solche höheren Harmonischen nicht vorhanden sind, nimmt der

ίο Übergang zwischen den alternierenden Verschiebungspositionen eine nicht vernachlässigbare Fraktion des Alternierungs-Zyklus ein. Entsprechend dieser Fraktion können dann die Ausgangssignale der Detektoren Komponenten enthalten, die nicht für eine der beiden Verschiebungspositionen repräsentativ sind, sondern für eine der vielen dazwischenliegenden Positionen. Dies bedeutet, daß die erforderlichen Korrekturen dann nicht mit der gleichen Genauigkeit gemacht werden, aber wenn ein ausreichender Bereich von Harmoni-

2» sehen verwendet wird, können die Korrekturen in einem zufriedenstellenden Ausmaß durchgeführt werden.

Darauf hingewiesen sei weiterhin noch, daß die Verschiebung der Strahlenquelle begleitet sein kann

von einer Änderung der Strahlungsenergie. Diese läßt sich aber automatisch kompensieren, wenn die Strahlungsemission der Strahlenquelle mit Hilfe eines Hilfs-Detektors überwacht wird und dann die Ausgangssignale der die Absorption prüfenden Detektoren

jo auf das Ausgangssignal dieses Hilfs-Detektors bezogen werden.

Jeder der die Absorption prüfenden Detektoren ist, wie schon erwähnt wurde, mit einem Kollimator versehen, um solche Fehler zu vermindern, die sich aus einer durch den untersuchten Körper gestreuten Strahlung ergeben können. Im Prinzip müssen die Kollimatoren dabei aber so beschaffen sein, daß sie es zulassen, daß die Strahlung gleichermaßen von den beiden alternierenden Positionen der Strahlenquelle aus, ohne Diskrimination zwischen den beiden, auf den Scintillations-Kristall auftreffen kann. Falls dabei in der Praxis doch ein gewisses, nicht vernachlässigbares Ausmaß an Diskrimination existieren sollte, kann sie gemessen werden als das Verhältnis der Summen der Reihen-Sätze der /?-Werte zu den entsprechenden Summen der Reihen-Sätze /?'-Werte. Dieses Maß an Diskrimination zwischen den beiden Positionen der Strahlenquelle kann dann entsprechend berücksichtigt werden.

In bezug auf die Speicherung der Werte im Speicher 39 sei noch bemerkt, daß die dort gespeicherten Werte nicht diejenigen Werte sein müssen, die endgültig für die Empfindlichkeitsfehler der Detektoren korrigiert sind. Statt dessen können auch einfach die Korrekturen selbst gespeichert werden, und zwar in dem Sinne, daß die gespeicherten Größen für jeden Reihensatz die endgültig korrigierten Werte des Satzes sind abzüglich des anfänglichen Bezugswertes, auf dem alle endgültig korrigierten Werte beruhen müssen. Falls die Korrektu-

bo ren eine Reihe-zu-Reihe-Korrektur einschließen, ist die Gesamt-Matrix dieser Werte so, daß sie, bei der weiteren Verarbeitung, die benötigte Bild-Rekonstruktion ergeben, welcher dann nur noch die Mittelwert-Komponente fehlt. Auf diese Weise kann die Bild-Ver-

b5 arbeitung vereinfacht werden, und die Bild-Rekonstruktion kann dann dadurch vervollständigt werden, daß die richtige Größe des Mittelwertes hinzuaddiert wird.
Die vorangehend in Anwendung auf Strahlenquellen-

Verschiebungen in Richtung von der Position Bu zur Position Bd (Fig. 3) erläuterten Korrektur-Prinzipien können entsprechend auch angewandt werden auf Übergänge von der Position Bd zur Position Bu. Durch Kombinieren der auf beiden Typen von Übergängen beruhenden Korrekturen lassen sich Daten von und entsprechend zu sowohl den Λ-Werten als auch den i?-Werten ableiten, die in einem einzigen Matrix-Format im Speicher 39 zusammengesetzt werden können und die dann bereit sind für eine praktisch von allen Einflüssen infolge Fehlern in der Detektor-Empfindlichkeit freien Bild-Verarbeitung.

Die Fig.4 zeigt eine Röntgenröhre, mit der die relative Position zwischen der Strahlenquelle und den die Strahlung empfangenden Detektoren verändert werden kann. Die Anordnung ist dabei so getroffen, daß der die Röntgenstrahlen erregende Elektronenstrahl abgelenkt wird und dadurch die Alternierung dieser relativen Position hervorruft.

Die Röhre gemäß Fig.4 ist in einer Glashülle 42 untergebracht. Sie enthält eine Kathode 43 und eine Anode (Antikathode) 44. Im Betrieb fließt der die Röntgenstrahlen erregende Elektronenstrahl von der Kathode, die auf einem stark negativen Potential gehalten ist, durch den evakuierten Röhrenraum 45 hindurch und trifft dann auf den durch einen Wolfram-Einsatz 46 gebildeten Brennschirm auf der Anode 44 auf. Die gestrichelten Linien in Fi g. 4 geben dabei die Hauptabmessungen im Querschnitt dieses Elektronenstrahls an. Die Anode ist auf einem gleich großen positiven Potential gehalten. Als Kathode 43 dient eine Metallspirale mit Abmessungen von z. B. 2 mm Durchmesser und 12 mm Länge. Sie wird an ihren Enden durch Haltedrähte 47 getragen, die durch einen Quelschfuß 48 nach außen geführt sind und es erlauben, den für die Elektronen-Emission erforderlichen Heizstrom an die Spirale anzulegen.

Bei dem Bombardement des Brennschirms 46 mit den eine hohe Geschwindigkeit aufweisenden Elektronen des erregenden Elektronenstrahls werden Köntgen-Photonen von dem Brennschirm aus nach allen Richtungen hin emittiert. Einige dieser Photonen gelangen durch eine Öffnung 49 in der Anode, und eine daraus entnommene Schicht bildet die zur Untersuchung verwendete Strahlungsschicht in Form eines ebenen Strahlenfächers. Die öffnung 49 ist an ihrem einen Ende durch ein elektrisch leitendes Fenster 50 geschlossen, so daß das Vorhandensein der Öffnung nicht das elektrostatische Feld, das der Anode 44 zugeordnet sein muß, stören kann.

Die Anode 44 ist innerhalb der Glashülle 42 mit Hilfe einer Dichtung 51 gehalten, und sie ist mit einer Kühlung versehen, die insbesondere in der Nähe des Brennschirms 46 wirksam ist. Als Kühlmittel dient dabei Kühlöl, das über ein Rohr 52 zugeführt wird und im inneren Anoden-Hohlraum 53 mit dem Anoden-Material zum Kontakt kommt. Das innere offene Ende des Rohres 52 ist dabei so geformt, daß der Strom des austretenden Kühlöls auseinandergespreizt wird.

Die von der Kathode 43 emitlierlen Elektronen werden auf ihrem Weg vom Brennschirm 46 mit Hilfe einer Fokussier-Elektrode fokussiert. Aus Gründen besserer Übersicht ist diese Fokussicr-F.lcklrodc nicht in clic I'ig. 4 mit eingezeichnet, sondern in der F i g. 5 separat dargestellt. Die Darstellung der Fi g. 5 ist dabei eine Ansicht in Richtung senkrecht zur Ansichlsrichtung der Fig. 4, also in der Zcichenebcnc der F i g. 4 von oben oder von unten aus.

Die Fokussier-Elektiode hat in der Fig.5 das Bezugszeichen 54, sie ist in einer Richtung so gekrümmt, daß sie zum Brennschirm 46 hin konkav ist. Die Haltedrähte 47 für die Kathoden-Spirale erstrecken sich durch die Elektrode 54 hindurch und halten die Kathode 43 auf der Seite des Brennschirms 46 nahe der Fokussier-Elektrode 54 so, daß sich die Fokussier-Elektrode symmetrisch zur Kathode erstreckt. Elektrisch ist die Fokussier-Elektrode 54 auf dem Kathoden-Potential

ίο gehalten, indem sie mit einem der Haltedrähte 47 der Kathode verbunden ist.

In der Nähe der Kathode 43 bilden sich infolge der Fokussier-Elektrode 54 gebogene Äquipotential-Flächen aus, und zwar von einer Art, wie sie bei 55

υ gestrichelt in Fig. 5 gezeigt sind. Dadurch werden die Bahnen der von der Kathode 43 aus emittierten Elektronen, die zunächst divergent sind, konvergent gemacht, was bei 56 für zwei typische Elektronenbahnen dargestellt ist. Infolge dieser Fokussierwirkung trifft im Ergebnis der Elektronenstrahl auf dem Brennschirm 46 in Form eines schmalen Streifens aus, dessen Breite typischerweise 1 mm beträgt und dessen Länge normalerweise der Länge der Kathoden-Spirale entspricht, also etwa 12 mm beträgt. Die Breite dieses

2j auftreffenden Elektronenstrahls ist dabei in der Zeichenebene der F i g. 5 gemessen, während sich seine Länge senkrecht zur Zeichenebene der F i g. 5 erstreckt. Um den Elektronenstrahl zum Zwecke der Alternierung der Position der effektiven Strahlenquelle abzulenken, wird mit Hilfe von zwei Ablenkspulen 57 und 58 im inneren Röhrenraum 45 ein magnetisches Feld H erzeugt (Fig.4). Die beiden Ablenkspulen 57 und 58 werden von einem Ablenk-Strom durchflossen, sie sind bereits weiter vorn in Verbindung mit Fig. 2

Ii kurz erwähnt worden, und sie können diejenige Bauart haben, wie sie für Kathodenstrahl-Bildröhren von Fernsehempfängern üblich sind, am einfachsten in der sog. »Hank-Varietät«. Die Ablenkspulen 57 und 58 sind auf einem Spulenkörper 59 montiert, der über die Hülle

4(i 42 der Röhre geschoben ist und sie sind so angeordnet, daß die Richtung der Kraftlinien des magnetischen Feldes H im wesentlichen in der Zeichenebene der Fig.4 liegt, wenn die Spulen durch einen Abtast-Wellenzug aus der Abtastschaltung 73 (Fig. 2) erregt

■n werden. Bei dieser Anordnung erfährt der Elektronenstrahl auf seiner Bahn zum Brennschirm 46 bei Vorhandensein eines Abtast-Wellenzuges eine Ablenkung in Richtung senkrecht zur Zeichenebene. Auf diese Weise kann der Brennfleck, d. h. das Gebiet des

-,ο Brennschirms 46, auf das die Elektronen des Elektronenstrahls auftreffen, in Richtung senkrecht zur Zeichenebene um z. B. 2 mm verschoben werden, was für die Zwecke der vorliegenden Erfindung ausreichend ist.
Wie Fig. 6 erkennen läßt, ist die in Fig. 4 gezeigte

Vj Röhre insgesamt in ein Kühlbad 60 aus Kühlöl eingesetzt, das sich innerhalb eines mit Blei ausgekleideten Gehäuses 61 befindet. Die Bleiauskleidung kann dabei eine Stärke von etwa 2 mm haben, so daß praktisch alle darauf auftreffende Röntgenstrahlung

wi absorbiert wird. In dieser Auskleidung befindet sich eine öffnung 62, durch die hindurch die gewünschte fächerförmige Strahlung vom Brennschirm 46 aus durch das Gehäuse hindurch nach außen treten kann. Der Strahlenfächer stehl dabei in Fig. 6 senkrecht zur

iii Zeichenebene, seine Breite ist durch die gestrichelten Linien 63 angedeutet. Ein Fenster 65 verhindert, daß das Kühlöl durch die öffnung 62 hindurch aus dem Gehäuse 61 austreten kann. Um zu verhindern, daß Slrahlune. die

von irgendwelchen Bereichen des Gehäuse-Inneren ausgestreut wird bzw. von anderen Quellen als vom Brennschirm 46 stammt durch die öffnung 62 hindurch nach außen treten kann, ist der öffnung 62 noch ein Verschluß 64 in Form eines Spundes aus Bleioxid > vorgesetzt Dieser Verschluß besitzt einen Schlitz 66, damit er nicht den Austritt des gewünschten Strahlenfächers behindert

Weiter vorn wurde bereits erwähnt daß im Speicher 39 (Fig.2) anstelle der korrigierten Netto-Werte die κι Differenz zwischen jedem solchen Wert und einem Bezugswert (wie z. B. /?n) gespeichert werden kann, und daß dann die weitere Verarbeitung mit diesen Differenzwerten vorgenommen werden kann. Die Differenz-Werte stehen nämlich bereits zur Verfügung, ι -, infoige der durchgeführten Korrektur-Behandlung, so daß es einfacher ist, sie auch weiter zu benutzen. Falls d

die Verarbeitung der Werte eine Konvolutions-Technik <jr

einschließt, ist es auch noch zweckmäßig, gemäß F i g. 3 die Daten mit Hilfe der Verteilerschaltung 40 in _>» gilt, dann ist parallele Sätze zu sortieren. Die Konvolutions-Behandlung selbst muß dann aber etwas modifiziert werden, um sie auf die Verarbeitung der Differenzwerte anstatt der Netto-Werte einzurichten.

Wenn angenommen wird, daß das Gerät gemäß >-. M'¹ F i g. 2 so geschaltet ist, daß die Differenzwerte in den Speicher 41 eingespeist werden, dann werden die aus dem Speicher 41 abgezogenen Signale gemäß F i g. 7 an e^;ne Konvolutioiis-Prozeßeinheit 67 angelegt, die, in ihrem generellen Charakter, im Prinzip jede geeignete jo Form haben kann. Die in der Einheit 67 zu verarbeitenden Daten werden anschließend einem Interpolationsvorgang unterworfen, der in einem der Einheit 67 nachgeschalteten Interpolator 68 durchgeführt wird. Nach der Interpolation werden die Daten r, dann der Reihe nach einem Bildmatrix-Speicher 69 übertragen, wo sie in einer zum Computer-Ausdruck oder auch zur bildlichen Darstellung mittels einer Kathodenstrahlröhre geeigneten Form gehalten werden. Der Computer-Ausdruck bzw. das Bild der 4» Kathodenstrahlröhre zeigt das Absorptionsmuster über dem untersuchten Querschnitt des zu untersuchenden Körpers an.

Um die spezifische Natur der durch die Einheit 47 durchgeführten Konvolutions-Behandlung besser verständlich zu machen, sei eine Funktion f(h) betrachtet, die so beschaffen ist, daß sie ein Linienintegral der Absorption in der Untersuchungsebene repräsentiert, und daß ihre Teilwerte bei gleichförmig voneinander entfernten Werten des Parameters h die Folge von ,0 Signalen eines zum Speicher 41 in F i g. 3 eingespeisten Satzes darstellen. Es läßt sich zeigen, daß es möglich ist, das Absorptionsmuster in der Untersuchungsebene dadurch zu rekonstruieren, daß erstens und im Ergebnis auch mindestens die Integration der Konvolution v>

gesamte Absorptionsfeld in die Integration einschließen. Aus Zweckmäßigkeitsgründen kann die integration in eine große Anzahl von Teil-Integrationen aufgeteilt werden, von denen jede einem Bereich gleich dem Prürintervall überdeckt Die Integration nimmt dann die Form einer Summe von endlichen Anzahlen von Termen an, in denen ein geprüfter Wert multipliziert ist mit einem passenden Konvolvierungs-Faktor entsprechend der gerade in Frage stehenden Teil-Integration.

In Fig.8 ist graphisch die generelle Form der Funktion <#ty dargestellt Ihre analytische Struktur ist so, daß sie eine gerade Funktion ist, und daß ihr Integral zwischen den Grenzen ± « gleich null ist

Wenn ρ als Funktion der Variablen ί so angenommen wird, daß für alle Werte von f

ρ U) = qit)

q(r-h) = - -,_T

C{r) = 1 ](h)q(r-h)uh

folgt C(r) = -/(/ι)ρ(Γ-Λ)

f'Wpir-

Da, wie schon erwähnt, q eine gerade Funktion ist und ein konvergentes Integral besitzt, und da angenommen werden kann, daß die Grenzen t ^groß genug sind, um

f(h) innerhalb dieser Grenzen auf null konvergieren zu lassen, folgt, daß der erste Term auf der rechten Seite der zuletzt genannten Gleichung gleich null ist. Somit gilt

C(r) =

f{h)q(r-h)(ih

durchgeführt wird. In diesem Integral ist die Funktion q eine definierte Konvolutions-Funktion, und sie kann so gewählt werden, daß sie den konvolvierten Daten eine vorbestimmte Frequenz-Emphase verleiht. Dabei ist angenommen, daß die Grenzen± I₁A so sind, daß sie das Darin ist die Funktion ρ das unbestimmte Integral der Funktion q. Es läßt sich zeigen, daß jedes ausgewählte Integral ρ sich durch irgendeine endlich Konstante verstärken läßt, ohne daß sich der Wert für den Konvolutionswert C(r) verändert. Generell, d. h., wenn eine konstante Komponente außer acht gelassen wird, ist die Funktion ρ eine ungerade Funktion, und ihr Charakter ist in der F i g. 9 dargestellt.

Das Konvolutions-Integral in f'(h) kann in eine große Anzahl von Teil-Integralen aufgeteilt werden, welche der schon erläuterten Form der Verarbeitung solcher Teil-Integration folgen. Damit wird das Integral umgewandelt in eine endliche Summe, bei der jeder Term besteht aus einem geprüften Wert von f'(h) multipliziert mit einem entsprechenden Konvolvierungsfaktor, der bestimmt ist durch die Form der Funktion ρ in dem betroffenen Integrationsbereich. Die

einzelnen Ableitungswerte, die Teilwerte sind der Funktion f'(h), können effektiv dargestellt werden durch die endlichen Differenz-Werte, die weiter vorn erläutert wurden. Generell können sie in jeder geeigneten Weise im Zusammenhang mit dem zur Verfugung stehenden ί Gerät gebildet werden, beispielsweise mittels derjenigen Technik, die nunmehr anhand der Fig. 10 beschrieben wird.

Die Darstellung der Fig. 10 bezieht sich auf die Bestimmung des Absorptionskoeffizienten an einem Punkt oder an einzelnen Punkten in einer planaren Ebene des zu untersuchenden Körpers. Zur Vereinfachung ist dabei angenommen, daß die Verteilung der Absorptionskoeffizienten kreissymmetrisch ist, und daß es erforderlich ist, den Koeffizienten an einem Punkt auf ι -, der Symmetrieachse zu bestimmen. Diese Symmetrieachse liegt dabei senkrecht zur Zeichenebene der Fig. 10 und damit senkrecht zu den cartesischen Achsen χ und y, die in F i g. 10 gezeigt sind. Die Linien L sind typisch für einen Satz von parallelen, nahe jti beieinanderliegenden und gleichmäßig voneinander entferntun Linien parallel zur y-Achse, entlang denen die gesamte Transmission der Strahlung jeweils durch eine geeignete Meßvorrichtung ermittelt wird. Im Falle derjenigen Linie, die den Abstand χ von der y- Achse hat, >-, sei der ermittelte Meßwert l(x). Das Bezugszeichen B bezeichnet eine kreisförmige Grenze, die ein η Radius R vom Koordinaten-Ursprung hat und von der angenommen sei, daß sie die Kante des zu untersuchenden Körpers darstellt. κι

Arn Punkt P, der die Koordinaten x, y hat, sei angenommen, daß der Koeffizient gleich /"(rjist, wobei

gilt. In Hinsicht auf die zuvor erörterten Voraussetzungen ist es möglich, die Gleichung

I )

zuschreiben, in der

Y²= R²-x²
gilt. Da im übrigen die Beziehung

rdr=yuy

entlang dem Weg des Integrals aufrechterhalten ist, kann der Ausdruck für /(tyauch dargestellt werden als

- 2 Γ ^flr)rd

In dieser Form steht l(x)a\s die Abel-Transformation von f(r), und dementsprechend existiert die inverse Transformation

If l'Müx

in der

/'M- ^d/'^V)
d.v

ist. Damit isl der Koeffizient auf der Symmetrieachse

gegeben als

no) = - 1 f'WJl

rr J X

In endlicher Serienform und unter der Annahme, daß der Abstand der parallelen Wege der Integration einen ausreichend kleinen Wert a hat, kann dieses Ergebnis auch dargestellt werden durch

¹ ν ^rl"~ti' ^a\

.-7 Tf» Il + \

J(O)
oder auch, wieder in endlicher Differenzform. durch

1(0) = - --Υ
⁷⁰TT"

(H +J- · α)

ΊΓ+V

wobei

I (11+2 ei) = Hn + \ ■ α) — I (ηα)

Die Konvolution der Ableitung

oder der ihr entsprechenden endlichen Differenz

\ CiT+\-ei).
mit der Funktion

einsprechend den jeweiligen Summaiionen, ergibt somit den Wert des Absorptionskoeffizienten am Koordinatenursprung.

Es liegt auf der Hand, daß die Beschränkung auf eine kreissymmetrische Verteilung fallengelassen werden kann, wenn eine große Anzahl von parallelen Sätzen der beobachteten Daten, die durch die Funktion l(x) dargestellt rind, in der ersten Stelle abgeleitet werden, wobei diese Sätze über den Einfallbereich von 0 bis 2π in gleichmäßigen, jeweils den gleichen kleinen Winkel umfassenden Abständen angeordnet sind. Bei Integration der Konvolutionssumme über diesen Winkelbereich erleiden asymmetrische Komponenten der zu bestimmenden Verteilung eine Auslöschung in anti-parallelen Paaren, so daß die erforderliche Bestimmung so übrig bleibt, als sei sie durch die integrierte Konvolution der symmetrischen Komponenten der Verteilung gegeben. Die beschriebene Verarbeitungstechnik läßt sich deshalb ohne jegliche Beschränkung hinsichtlich der Symmetrie verwenden.

Die endlichen Differenzen, die nach Maßgabe der beschriebenen Prozedur gebildet werden, besitzen eine kleine Größe, verglichen mit den Werten, von denen sie die Differenzen darstellen. Digitale Multiplikationen der Konvolution können damit bei Anwendung der Erfindung in kürzerer Zeit durchgeführt werden als bei der Behandlung, die bei unserer weiter vorn erwähnten anderen Anmeldung. Im übrigen sei noch bemerkt, daß die in der DE-OS P 24 20 500 beschriebene Vorrichtung auch im vorliegenden Fall zur Durchführung der Konvolution verwendet werden kann, die einzige Änderung, die durch die Verwendung der Differenz-Signale anstatt der Netto-Signale erforderlich ist, besteht

in einer Variation derjenigen Faktoren, die in dieser DE-OS als L-Faktoren bezeichnet sind.

Vorangehend wurde die Erfindung in bezug auf ein Gerät beschrieben, welches /u einer Zeit nur eine einzige planare »Scheibe« des zu untersuchenden Körpers prüft. Ebenso läßt sich aber auch durch Verdopplung der Detektoren und der ihnen zugeordneten Schaltungen, in Verbindung mit einer Modifikation des aus der Röhre 9 austretenden Röntgenstrahlenbündels erreichen, daß zwei oder mehrere solcher planaren »Scheiben« simultan geprüft werden.

Es ist auch nicht notwendig, daß die Detektoren jeweils individuelle Kristalle und Photovervielfacher enthalten. In einer modifizierten Ausführungsform kann ebenso auch ein einziger großer Detektor-Kristall verwendet werden, wobei dessen einzelne Gebiete jeweils mit Photodetektor-Vorrichtungen gekoppelt

Schließlich wurde vorangehend auch unterstellt, daC der öffnungswinkel des Strahlenfächers 23 groß genug ist, damit der Strahlenfächer in der interessierender Untersuchungsebene den gesamten Körperquerschniti erfaßt. Auch das muß nicht der Fall sein. In einei weiteren Modifikation kann vielmehr vorgesehen sein daß die Röntgenröhre 9 einen Strahlenfächer vor kleinerem öffnungswinkel liefert, und daß zugleich dei Röntgenröhre und auch den entsprechenden Detekto ren eine lineare Abtastbewegung relativ zum Körpei erteilt wird, um die richtige Untersuchung des Körper; zu ermöglichen. Diese lineare Abtastbewegung ist danr zusätzlich zu der drehenden Abtastbewegung dei Strahlenquelle und der Detektoren relativ zum Körper wobei diese beiden Abtastbewegungen miteinandei synchronisiert werden.

Hierzu K Hhiti Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Strahlendiagnostisches Gerät mit einer Strahlenquelle, die einen in einer Ebene liegenden fächerförmigen Sektor von den zu untersuchenden Körper durchringender Strahlung aussendet, mit einer davon im Abstand in der Ebene des Sektors angeordneten, aus mehreren Detektoren bestehenden Detektoranordnung und einer Aufnahmevorrichtung zur Plazierung des zu untersuchenden Körpers in dem Zwischenraum zwischen Strahlenquelle und Detektoranordnung, mit Antriebs- und Führungsmitteln für laterale und/oder orbitale Abtastbewegungen der Strahlenquelle und der Detektoranordnung in der Strahlenebene, und mit einer einen Rechner und einen Matrixspeicher enthaltenden Auswertschaltung, der von den die Transmission des zu untersuchenden Körpers darstellenden Detektorausgangssignalen abgeleitete Signale zugeführt sind, und die eine Rekonstruktion der Verteilung der Strahlenabsorption in der untersuchten Körperquerschnittsebene ausführt, dadurch gekennzeichnet, daß zur Verminderung des Einflusses von Unterschieden in der Empfindlichkeit der verschiedenen Detektoren Korrekturmittel vorhanden sind, die folgende Teile enthalten: eine Verschiebeeinrichtung (57, 58, 73), durch welche der Strahlenausgangspunkt (Bu, Bd) eine Relativverschiebung zur Detektoranordnung (10) erfährt. Speicher (36, 37) zum Speichern der Ausgangssignale der Detektoren in der ersten (Bu) und zweiten Position (Bd) des Strahlenausgangspunktes in bezug auf die Detektoren (10), und eine an die Speicher (36,37) angeschlossene und von diesen die Ausgangssignale empfangene zusätzliche Verarbeitungsschaltung (38), durch die aus den Signalen aufeinanderfolgender Detektoren (10) die zu erwartenden Werte der Ausgangssignale für weitere benachbarte Detektoren durch Extrapolation gebildet sind, und die unter Verwendung der durch Extrapolation gebildeten Werte zumindest teilweise die Unterschiede in der Empfindlichkeit der Detektoren korrigiert.

2. Gerät nach Anspruch 1, mit einer Röntgenröhre als Strahlenquelle, dadurch gekennzeichnet, daß die Verschiebeeinrichtung aus einer Ablenkvorrichtung (57, 58) für den Elektronenstrahl der Röntgenröhre besteht, durch die der Elektronenstrahl so ablenkbar ist, daß er auf verschiedene Bereiche der Antikathode (46) auftrifft.

3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Ablenkvorrichtung für den Elektronenstrahl aus zwei Ablenkspulen (57, 58) besteht, die außen an der Röntgenröhre (9) angebracht sind.

4. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüehe, bei dem die Strahlenquelle und die Detektoranordnung mit stetiger Geschwindigkeit auf einem orbitalen Umlaufweg um den zu untersuchenden Körper drehbar angeordnet sind, wobei die Drehachse senkrecht zur Ebene der Strahlenwege (,ο verläuft, dadurch gekennzeichnet, daß die durch die Verschiebeeinrichtung (57, 58, 73) bewiskte Relativverschiebung des Strahlenausgangspunktes (Bu, Bd) gegenüber der Detektoranordnung (10) der stetigen Drehung überlagert ist.

Die Erfindung betrifft ein strahlendiagnostisches Gerät mit einer Strahlenquelle, die einen in einer Ebene liegenden fächerförmigen Sektor von den zu untersuchenden Körper durchdringender Strahlung aussendet, mit einer davon im Abstand in der Ebene des Sektors angeordneten, aus mehreren Detektoren bestehenden Detektoranordnung und einer Aufnahmevorrichtung zur Plazierung des zu untersuchenden Körpers in dem Zwischenraum zwischen der Strahlenquelle und der Detektoranordnung, mit Antriebs- und Führungsmitteln für laterale und/oder orbitale Abtastbewegungen der Strahlenquelle und der Detektoranordnung in der Strahlenebene, und mit einer einen Rechner und einen Matrixspeicher enthaltenden Auswertschaltung, der von den die Transmission des zu untersuchenden Körpers darstellenden Detektorausgangssignalen abgeleitete Signale zugeführt sind, und die eine Rekonstruktion der Verteilung der Strahlenabsorption in der untersuchten Körperquerschnittsebene ausführt.

In der DE-OS 19 41 433 ist ein Gerät beschrieben, bei dem die Strahlung von einer äußeren Strahlenquelle in Form eines scharf gebündelten Nadelstrahls durch ein Teil des zu untersuchenden Körpers hindurchgeleitet wird. Dem Strahl wird dabei eine Abtastbewegung so erteilt, daß er nacheinander eine größere Anzahl von unterschiedlichen Wegen durch den Körper durchläuft, und für jeden dieser Wege wird in einem Detektor ein Ausgangssignal erzeugt, das ein Maß für die Absorption der Strahlung beim Durchlaufen des Körpers ist. Damit der Strahl auf den verschiedenen Wegen durch den Körper verlaufen kann, werden die Strahlenquelle und der Detektor in einer Ebene hin- und herbewegt und darüber hinaus auf einem orbitalen Umlaufweg, dessen Achse senkrecht zu dieser Ebene liegt, um den Körper herumgeführt. Damit liegen die verschiedenen Strahlenwege in einer sich durch den zu untersuchenden Körper erstreckenden Ebene, innerhalb der die Verteilung der Absorptionskoeffizienten der Strahlung durch Verarbeitung der von dem Detektor gelieferten Daten abgeleitet wird. Diese Datenverarbeitung ist dabei so beschaffen, daß die endgültig abgeleitete Darstellung der Verteilung der Absorptionskoeffizienten das Ergebnis von aufeinanderfolgenden Näherungen ist.

Die Vorrichtung gemäß der DE-OS 19 41 433 hat sich bei der Erzeugung von Querschnittsdarstellungen von solchen Teilen des menschlichen Körpers sehr gut bewährt, bei denen eine langsamere Arbeitsweise tolerierbar ist, wie z. B. beim Kopf.

In unserer älteren Patentanmeldung P 24 27 418 ist ein radiologisches Gerät beschrieben, welches im Vergleich zu dem zuvor beschriebenen bekannten Gerät eine raschere Ableitung der Daten für die Strahlabsorption ermöglicht. Dabei wird in der zu untersuchenden Ebene ein Strahlenbündel in Form eines fächerförmigen Feldes durch den Körper hindurchgeleitet. Auf der gegenüberliegenden Seite des Körpers ist eine Bank von Detektoren angeordnet, welche die entlang einer Gruppe von Strahlenwegen innerhalb des Fächers von dem Körper durchgelassene Strahlung messen. Diese Gruppe von Strahlenwegen erstreckt sich über einen Winkel, der ausreicht, das gesamte interessierende Gebiet innerhalb der zu untersuchenden Ebene zu erfassen. Somit kann eine vollständige Abtastung der Untersuchungsergebnisse dadurch bewirkt werden, daß lediglich die Strahlenquelle und die Detektorbank auf einem orbitalen Umlaufweg um den Körper herumgeführt werden.

In der Praxis werden dabei die Detektoren oft im