DE2611706C2 - Computer-Tomograph - Google Patents

Description

Zwischen dem ΚδφεΓ3 und dem Bett 4 ist ein Material 5 angeordnet, das für die Strahlung eine etwa gleiche Absorption wie Körpergewebe besitzt Der Körper ist in der gewünschten Lage fest mittels eines Haltestreifens 6 gehalten. Ein Gestell 7 hält das Bett 4 in einer vorgegebenen Lage. Das drehbare Element 1 ist auf einem festen Rahmen 8 gelagert, der eine Ausnehmung aufweist, die mindestens so groß wie die Ausnehmung 2 ist Das drehbare Element 1 wird mittels eines Zahnrades 9a in Drehung versetzt, das auf dem Rahmen 8 gelagert ist und von einem Motor 10 angetrieben wird. Das Zahnrad 9a ist in Eingriff mit nicht dargestellten Zähnen, die am Umfane des drehbaren Elementes 1 angebracht sind. Andere, nicht angetriebene und ebenfalls auf dem Rahmen 8 gelagerte Zahnräder 9 dienen zur Lagerung des drehbaren Elementes 1, und Lager 11 dienen zur Verhinderung einer axialen Bewegung. Eine eine Lichtquelle und eine Fotozelle enthaltende Vorrichtung 12, die am Hauptrahmen 8 befestigt ist, wirkt mit einer Stricheinteilung 13 zusammen, um Impulse zu erzeugen, die ein Maß für den Fortschritt der Drehbewegung sind. Die Stricheinteilung 13 erstreckt sich über den ganzen Umfang des drehbaren Elementes 1 und besteht aus einem lichtdurchlässigen Träger mil darauf angebrachten undurchsichtigen Markierungen. Dadurch, daß der Lichtweg von der Lichtquelle zur Fotozelle durch diese Markierungen unterbrochen wird, werden die erforderlichen Impulse erzeugt

Auf dem drehbaren Element 1 ist eine Quelle 14 für durchdringende Strahlung angebracht Diese Quelle kann so ausgebildet sein, daß ein durch nicht dargestellte Mittel abgelenkter Elektronenstrahl eine längliche Anode 17 abtastet, so daß eine Röntgenstrahlen 16 aussendende Punktquelle 15 eine Abtastbewegung längs der Anode 17 durchführt DE-OS 25 38 517. Die Röntgenstrahlen 16, die durch eine Kollimatoranordnung 18 auf eine fächerförmige Spreizung begrenzt werden, treffen nach Durchlauf durch den Körper auf eine DetektoranoHnung 19 auf. Die Detektoranordnung 19 wird weiter unten noch in Einzelheiten beschrieben.

Die Kollimatoranordnung 18 ist ebenfalls auf dem drehbaren Element 1 angeordnet Diese Kollimatoranordnung besteht bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel aus zahlreichen dünnen parallelen Platten aus Molybdän oder einem anderen Me:erial, und die Kollimatoren sind so angeordnet, daß die Röntgenstrahlen 16 in Form eines schmalen Fächers bei allen Positionen der Punktquelle 15 mit gleicher Winkelspreizung auf die Detektoranordnung 19 gerichtet werden. Andere, nicht dargestellte Kollimatoren begrenzen die Röntgenstrahlen auf die Ebene der zu untersuchenden Scheibe. Die Kollimatoren sind in vereinfachter Form in F i g. 1 dargestellt und bestehen bei einem praktischen Ausführungsbeispiel aus Platten mit einer Dicke von 0,05 mm und einer Länge von 23 mm, die in einem Abstand von 0,46 mm angeordnet sind. Unter Berücksichtigung einer typischen Abmessung der Röntgenstrahlenpunktquelle 15 auf der Anode 17 von 2 mm im Durchmesser ergibt sich, daß der Röntgenstrahlenfächer durch vier oder fünf Kollimatorsehlitzc gebildet wird. Durch eine in etwa gleichförmige Bewegung der Punktquelle 15 entsteht eine Bewegung des Röntgenstrahlenfächers relativ zu der Detektoranordnung 19. Es sei bemerkt, daß die durch die Kollimatoranordnung 18 erzeugte Intensitätsverteilung über dem Fächer bei der Datenverarbeitung berücksichtigt wurden sollte. Eine Kollimatoranordnung mit den angegebenen Abmessungen führt zu einem Fächer von etwa 2° Ausdehnung, wenn die Kollimatoranordnung 18 in einem geeigneten Abstand von der Punkfquelle erfolgt Bei dem beschriebenen Ausfuhrungsbeispiel ist eine Fächerausdehnung von etwa 1,8° zugrundegelegt

Die Detektoranordnung 19 besteht aus einer Reihe von individuellen Detektoren, z. B. Szintillatorkristallen oder Fotodioden, die in der Ebene der zu untersuchenden Scheibe angeordnet sind, so daß bei allen Positionen der Punktquelie 15 weitgehend alle Röntgenstrahlen 16

ίο auf die Detektoranordnung auftreffen. Aus Fig. la ist ersichtlich, daß die Detektorreihe jeweils immer nur in einem kleinen Bereich bestrahlt wird. Zur Veranschaulichung sei angenommen, daß ständig 3 cm der Detektorreihe bestrahlt werden. Die Detektoranordnung enthält Detektoren, die jeweils 1 mm der Detektorreihe erfassen, so daß bei der Fächerbreite von 3 cm jeweils dreißig Detektoren Meßwerte liefern. Diese Meßwerte entsprechen dreißig individuellen Strahlenwegen innerhalb des Fächers. Die gesamte Detektoranordnung ist vorzugsweise 30 cm lang und enthält dorihundert Detektoren. Bei dem beschriebenen Ausführun£sbeispiel bestehen die Detektoren aus Szintillatorkristallen, die mit Fotovervielfachern 20 zusammenwirken.
Während des Betriebes tastet der Elektronenstrahl stetig .pe Anode 17 der Röntgenstrahlenquelle 14 ab, und dementsprechend wandert der Röntgenstrahlenfächer 16 auf der Detektoranordnung 19 entlang, nachdem die Röntgenstrahlen den Körper 3 und das diesen umgebende Material durchdrungen haoen. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel bewegt sich der bestrahlte Bereich der Detektoren in der gleichen Richtung wie die Punktquelle 15 und etwa parallel zu dieser als Folge der Form der verwendeten Kollimatoren 18. Die Ausgänge der Detektorelemente werden über einen Zeitraum integriert, in welchem der bestrahlte Bereich der Detektoren I mm bewegt wird, so daß jeder Detektor einen Meßwert für einen entsprechenden Strahlenweg liefert. Für das nachfolgende Integi<ationsintervall werden Meßwerte von Strahlen gewonnen, die um einen Platz in Richtung der Abtastung versetzt sind, d. ti. am einen Ende des bestrahlten Bereiches kommt ein Detektor hinzu, während am anderen Ende einer wegfällt. Die bei fortschreitender Abtastung bestrahlten Detektorelemente wechseln somit progressiv.

Es ist zu erkennen, daß durch diese Mittel die einen kleinen Bereich des Körpers betreffende Information von zahlreichen Detektoren erhalten wird, so daß die Wirkung von unterschiedlichem Ansprechverhalten von Detektoren verringert wird.

so Um eine ausreichende Zahl von Strahlenwegen durch den Körper zu erhalten, führen bei diesem Ausführungsbeispiel die Quelle 14 und die Detektoranordnung 19 eine Umlaufbewegung um eine Achse 21 aus, die senkrecht zu der zu untersuchenden Scheibe des Körpers 3 verläuft. Diese Umlaufbewegung kann stufenweise zwischen jeder Abtastbewegung der Punktquelle 15 erfolgen. Da der Winkel des Fächers 1,8° beträgt, sind dies auch die erforderlichen Schritte für die Umlaufbewegung für eine laterale Abtastung, und diese Drehbe-

6ö wegüng isl so klein, daß auch eine kontinuierliche Umlaufbewegung vorgesehen werden kann, ohne daß eine nennenswerte Verzerrung oder Verlagerung der Strahlenwege eintritt.
Wie bereits obei. erwähnt wurde, wird jeweils immer

b5 nur ein kleiner Teil der Detektoren bestrahlt, vorzugsweise dreißig von dreihundert. F i g. 2 zeigt aus Gründen der Klarheit eine vereinfachte Anordnung, bei der die Detektoranordnung nur fünfundzwanzig Detektoren in

Form von Szintallationskristallen enthält, von denen jeweils immer nur fünf bestrahlt werden. Die Intensität des von den Szintillatoren ausgesendeten Lichtes wird von fünf Fotovervielfachcrn 20_t bis 20? gemessen, von denen jeder das Licht von fünf Szintillatoren über individuelle Lichtleiter 22 empfängt. Die Lichtleiter sind in F i g. 2 durch einzelne Linien dargestellt. In der Praxis ist jeder Lichtleiter jedoch über eine vollständige Kristallstirnfläche mit dem Szintillator optisch gekoppelt, während alle anderen Kristallflächen des Szintillators versilbert sind, um einen Lichtverlust zu verhindern. Die Lichtleiter 22 sind so angeordnet, daß die Fotovervielfacher das Licht von den Szintillatoren in verschachtelter Weise empfangen. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel empfängt jeder Fotovervielfacher Licht von Szintillatoren, die fünf Positionen voneinander entfernt sind. Es ist aus F i g. 2 auch ersichtlich, daß jedem Fotovervielfacher Licht von fünf Szintillatoren zugeleitet wird, daß aber jeweils von diesen Szintillatoren zu jedem Zeitpunkt immer nur einer zur Zeit der Röntgenstrahlung ausgesetzt ist. Bei der in Fi g. 2 durch die begrenzenden Röntgenstrahlen 16 gezeigten Lage des Röntgenstrahlenfächers empfängt jeder Fotovervielfacher Licht über den von rechts ersten Lichtleiter und kein Licht über die anderen Lichtleiter. Wenn sich der Fächer ein Element nach links bewegt, ergibt sich eine Änderung nur beim Fotovervielfacher 20s, denn dieser empfängt nun Licht über den zweiten Lichtleiter. Es ist ersichtlich, daß auf diese Weise für die fünfundzwanzig Szintillatoren nur fünf Fotovervielfacher benötigt werden, wenn die Ausgangssignale von diesen Vervielfachern bei der Datenverarbeitung entsprechenden Szintiilatoren zugeordnet werden.

Anstelle der fünf einzelnen Fotovervielfachern kann auch ein Fünf- oder Mehrkanal-Fotovervielfacher zum Einsatz kommen, beispielsweise wie er aus der DE-OS 24 07 424 bekannt ist. Im Bedarfsfall kann auch ein 300-kanaliger Fotovervielfacher verwendet werden. In diesem Falle kann der Fotovervielfacher nahe bei dem Szintillatoren angeordnet werden, so daß entweder gar keine oder nur kurze Lichtleiter benötigt werden, und jedes Element würde dann ständig einen Fotovcrvielfacherkanal mit Licht versorgen. Da aber — wie oben erwähnt wurde — nur eine kleine Zahl von Szintillatoren dem Röntgenstrahlenfächer ausgesetzt ist, kann eine Gruppierung entsprechend F i g. 2 dadurch bewirkt werden, daß die Fotovervielfacher-Kanalanoden zu Gruppen intern zusammengefaßt werden. Hierdurch kann die Zahl der benötigten Ausgangsanschlüsse vermindert werden, woraus sich eine einfachere Konstruktion ergibt Wie bei dem vorherigen Beispiel können auch andere Zahlen von bestrahlten Elementen und Gruppierungen verwendet werden.

Bei der praktischen Ausführung wird eine große Zahl von Szintillatoren verwendet, insbesondere dreihundert in sechs Gruppen zu je fünfzig Szir.tillatoren. Fünfzig Szintillatoren mit einem Abstand von z. B. 1 mm können von dem schmalen Röntgenstrahlenfächer bestrahlt werden. Die einzelnen Strahlen wege sind auch schmal genug, um im Körper die erwünschte räumliche Auflösung zu erzielen. Dies führt aber zu einer großen Menge an Ausgangsdaten, im folgenden auch Daten genannt. Da die gewonnene Winkelauflösung unnötig gut ist, können einige Daten kombiniert werden, so daß die Winkelauflösung kleiner wird. Dabei sollten Daten für Strahlenwege kombiniert werden, die durch dieselben Teile des Körpers verlaufen. In der Praxis bedeutet dies, daß Daten für jeden Strahl in dem Fächer mit Daten kombiniert werden, die von Strahlen gewonnen werden, die auf eine Anzahl von etwa drei benachbarten Szintillatoren auftreffen und durch denselben vorgegebenen Punkt im Körper verlaufen. Eine Zeitverzögerung von r Sekunden wird zwischen den Ausgangssignalen dieser benachbarten Szintillatoren für die Datenkombination vorgesehen. Die Verzögerung r ist gleich der Zeit, die zwischen dem Durchlauf eines auf einen Detektor auftreffenden Strahls durch den vorgegebenen Punkt und

to dem Durchlauf eines auf den nächsten Detektor auftreffenden, durch denselben Punkt laufenden Strahls verstreicht. Die Daten für den ersten Detektor werden um r Sekunden verzögert und den Daten für den zweiten Detektor hinzugefügt, und diese beiden kombinierten

ii Daten werden um weitere r Sekunden verzögert und den Daten für den dritten Detektor hinzugefügt. Es ist dabei unterstellt, daß bei Anwendung einer kontinuierlichen Umlaufbewegune die drei Strahlenwege, für die die Daten kombiniert werden, nicht genau parallel sind, sondern einen Strahlweg ergeben, der in der Mitte des Körpers schmaler und etwas dicker an den Rändern ist. Bei drei Strahlcnwegen bedeutet dies keinen nennenswerten Fehler, jedoch wird andererseits die Speicherung auf ein Drittel vermindert.

Bei einer anderen Betriebsweise des in Fi g. 1 dargestellten Gerätes kann die Abtastbewegung der Röntgcnstrahlepounktquelle 15 und der Kollimatoren 18 so getroffen sein, daß der Fächer um den Körper rotiert, wobei der Bereich der bestrahlten Detektoren sich seit-

jo lieh in die entgegengesetzte Richtung wie die Punktquelle bewegt. Wenn die Abmessungen der Anode 17 und der Detektoranordnung 19 ausreichend groß sind, kann die Umlaufbewegung auch entfallen. Als weitere Alternative kann die abtastende Röntgenstrahlenquelle durch eine konventionelle Quelle ersetzt werden, beispielsweise durch eine Röntgenröhre mit rotierender Anode. Die Abtastung des Röntgenstrahlenfächers in bezug auf die Detektoren wird dann lediglich durch orbitale und/oder laterale Abtastbewegungen der Quelle

«o bewegt.

Es sei bemerkt, daß bei den beschriebenen Anordnungen das Nachleuchten der nicht mehr bestrahlten Detektoren von den Fotovervielfachern noch erfaßt werden kann, wodurch Störungen bei den Daten auftreten können. Aus diesem Grunde sollten Szintillatorkristalle verwendet werden, die ein geringes Nachleuchten aufweisen. Dieses Problem kann durch Verwendung von Halbleiter-Dioden, z. B. Germanium-iotodioden gelöst werden. Gasgefüllte Zähler und andere Detektoren

so können ebenfalls verwendet werden. In diesen FaKoη kann die Gruppenbildung ggfs. durch eine Multiplex-Schaltung für die Ausgangssignalc erzielt werden. Stattdessen können auch Blendenmittel oder dergleichen zwischen dem von den Kristallen emittierten Licht und den zugeordneten Fotovervielfachern vorgesehen werden.

F i g. 3 zeigt eine Anordnung, bei der die orbitale Bewegung der Röntgenquelle 14 und der Detektoranordnung 19 nicht erforderlich ist Die Ausnehmung 2 ist von einem Ring von einzelnen Röntgenröhren 17 umgeben, deren Glaskolben 23 aneinander angrenzen. Innerhalb des die Quelle bildenden Ringes ist ein Ring von Kollimatoren 18 vorgesehen. Die Röntgenröhren mit ihren Anoden 17 und die Kollimatoren 18 sind im wesentli chen gleich ausgebildet wie die Röntgenröhre mit der Kollimcloranorclnung in Fig. I, jedoch sind die Röntgenröhren hier in bezug auf den Körper in der Ausnehmung 2 ortsfest Außerhalb der Röntgenröhren ist eine

einen Ring bildende Deiekioranordnung 19 der /uvor beschriebenen Art angeordnet.

Zu jeder Zeit ist eine der Röntgenröhren in Betrieb, wobei die Röntgenstrahlen durch den der Röhre am nächsten liegenden Kollimator 18 zu einem Fächer geformt werden und anschließend durch den Körper in der Ausnehmung 2 zu den gegenüberliegenden Detektor.':/ 19 verlaufen. Zu diesem Zweck muß der Ring der Detektoren 19 in einer anderen Ebene wie die Röntgenröhren angeordnet werden, damit die Röntgenstrahlen die Detektoren unbehindert erreichen können. Dies bedeutet eine kleine Fehlerquelle für die Daten, jedoch werden diese Fehler durch die von dem um 180° versetzten Detektor gewonnenen Daten kompensiert. Die Kollimatoren 18 können so angeordnet sein, daß der Strahl sie entweder vor oder nach dem Durchlaufen der Ausnehmung 2 durchläuft.

Im Betrieb werden die Röntgenröhren der Reihe nach betätigt, so daü die RöntgenstrahienpunktqueMe auf den Anoden um den Körper in der Ausnehmung 2 umläuft. Der Ring der Kollimatoren 18 läuft mit einer verhältnismäßig geringeren Geschwindigkeit gegenüber der Geschwindigkeit des drehbaren Elementes in Fig. 1 um die Ausnehmung 2 um. Die erforderliche Winkelgeschwindigkeit ist so, daß sich die Kollimatoren während einer Umdrehung der Rontgenstrahienpunktquelle um einen Winkel bewegen, der etwas geringer als der Spreizwinkel des Röntgenstrahlenfächcrs ist. Bei dem in Fig.3 dargestellten Ausführungsbeispiel besteht die Kollimatoranordnung aus zehn Abschnitten, so dad ohne Drehung der Winkel des mittleren Strahls des Fächers sich um 36° verlagern würde, wenn sich die Punktquelle von einem Abschnitt bis zum nächsten bewegt. Bei dem in dem Beispiel angenommenen Fächer von 1,8° drehen sich die Kollimatoren bei einer Umdrehung der Funktquelle um etwa 1,8°, so daß die Punktque'le bsi Rückkehr zum selben Koüimatorabsehniu die fehlenden 36° auszufüllen beginnt Somit werden zwanzig Umdrehungen der Punktquelle benötigt, um alle fehlenden Werte auszufüllen. Die genaue Zahl wird so .bemessen, da3 eine ausreichende Überlappung der Fächerstrahlen bei benachbarten Positionen gegeben ist, um Störprobleme zu vermindern. Es ist ersichtlich, daß diese Kollimatorbewegung die Fächerposition um 0,18° ändert, wenn jeweils ein Abschnitt überquert wird, jedoch kann ein so kleiner Fehler außer Betracht bleiben. Jeweils nicht der Strahlung ausgesetzte Detektoren können in der Schaltung abgeschaltet werden, wodurch die Störprobleme weiter verringert werden.

Bei einer anderen Arbeitsweise der Anordnung gemäß F i g. 3 kann der Strahlungsfächer so groß bemessen werden, daß er den gesamten interessierenden Bereich des Körpers erfaßt In diesem Falle würde in Verbindung mit einer größeren Quelle und größeren Detektorabschnitten die Arbeitsweise so sein, daß die Position der von dem Röntgenstrahlenfächer jeweils erfaßten Detektoren um den Körper in derselben Richtung umläuft wie die Punktquelle.

F i g. 4 zeigt in Form eines vereinfachten Blockschaltbildes eine Anordnung zur Datenverarbeitung der Ausgangssignale, die von der Detektoranordnung gemäß Fig.2 abgeleitet werden, wobei die Stufen, die zur Kombination der Ausgangssignale benachbarter Detektorausgänge mit entsprechender Verzögerung benötigt werden, nicht im einzelnen dargestellt sind Es sind wieder die Fotovervielfacher 2Oi bis 2O₅ dargestellt, obwohl auch eine größere Anzahl von Fotovervielfachern vorgesehen sein kann oder die Ausgänge eines einzelnen Fotovervielfacher·, verwendet werden. Die Signale werden in Verstärkern 24| bis 24₅ verstärkt und in Integratoren und Umsetzern 2Si bis 25s integriert und in digitale Form umgesetzt. Die Integrationszeit hängt vom Fortschreiten der Abtastung der Rontgenstrahienpunktquelle 15 ab und wird von Signalen einer Abtaststeuereinheit 26 gesteuert, die ebenfalls die Punktquelle 15 steuert. Die Steuereinheit 26 empfängt auch Signale von der Fotozelle mit der Stricheinteilung 13 zusam menwirkenden Vorrichtung 12 als Maß des Fortschritts der umlaufenden Abtastbewegung, so daß die Abtastbewegung der Punktquelle 15 richtig auf die Umlaufbewegung bezogen werden kann. Die Daten werden nach Maßgabe eines Adressenwählers 27 an entsprechende

is Stellen in einem Speicher 28 eingegeben. Die Stellen im Speicher 28 werden so gewählt, daß aufeinanderfolgende Ausgangssignalc jedes Fotovervielfachers Speicherstellen zugeführt werden, die Strahlenwege von aufeinanderfolgenden Winkeln innerhalb des Fächers darstel- len. Nach dem fünften Winkel werden bei dem dargestellten Beispiel die Daten einer neuen Speicherstelle zugeführt, die einen parallelen Strahlenweg mit dem ersten Winkel darstellt, und der Zyklus beginnt erneut. Auf diese Weise werden die Daten Speicherstellen zu geordnet, die fünf Datengruppen für jeweils parallele Strahlenwege bei einem der Winkel der Strahlen im Fächer darstellen, wobei die Zuordnung die in F i g. 2 dargestellte Gruppierung der Ausgänge berücksichtigt Wenn der Speicher 28 Daten für die kompletten Grup pen von Strahlenwegen richtig sortiert enthält, werden diese Daten einer Datenverarbeitungseinheit 29 zugeführt, in der sie in bekannter Weise (z. B, DE-OS 24 20 500 und DE-OS 19 41 433) verarbeitet werden. Bei der Datenverarbeitung werden Absorptionswerte für

J5 einzelne Elemente einer Matrix, die den Volumenelementen der ebenen durchstrahlten Scheibe des Patientenkörpers entsprechen, abgeleitet. Diese Werte werden dann zur Darstellung der Absorptionsverteilung über dieser Scheibe als Signale einer Anzeigeeinheit 30 zugeführt. Die Anzeigeeinheit 30 kann eine Kathodenstrahlröhre sein, ein Zeilendrucker oder eine andere bekannte Vorrichtung. Die Signale können dauernd gespeichert bleiben und somit auch späteren Darstellungen zur Verfügung stehen.

Das beschriebene Gerät ist in der Lage, die erforderlichen Daten in einer sehr kurzen Zeit zu liefern, bei der Anordnung gemäß F i g. 3 sogar in einer Zeit von einer hundertstel Sekunde.

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

Claims (3)

1 2 so groß bemessen, daß dieser den gesamten interessie- . Patentansprüche: renden Bereich in der Ebene der Querschnittsscheibe erfaßt, so daß eine vollständige Abtastung allein durch

1. Computer-Tomograph mit einer Meßanord- Umlauf der Quelle und der Detektoranordnung um die nung, bestehend aus einer Strahlenquelle, die ein fä- s gemeinsame Achse durchgeführt und damit die Untercherförmiges Strahlenbündel erzeugt, und einer De- suchungszeit verkürzt werden kann. Bei Verwendung tektoranordnung mit mehreren auf einem Kreisbo- mehrerer Detektoren, die gleichzeitig von einem von gen angeordneten Detektoren, wobei das Strahlen- einer Röntgenquelle ausgesendeten Fächer bestrahlt bündel eine umlaufende Abtastung des Aufnahme- werden, besteht jedoch das Problem, daß sich die Empobjekts durchführt, dadurch gekennzeich- io findlichkeit der Detektoren mit der Zeit ändert, so daß net, daß die Ausdehnung der Detektoren (19) über — wenn nicht geeignete Vorkehrungen getroffen werdie Ausdehnung der vom Strahlenfächer (16) gleich- den — diese Unterschiede in der Empfindlichkeit zu zeitig erfaßten Detektoren hinausgeht, daß bei der ringförmigen Artifakten be^; dem rekonstruierten Bild Relativbewegung der Strahlenquelle (15) in bezug führen.

auf die Detektoren (19) der Fächer fortschreitend 15 Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Gerät

die Detektoranordnung überstreicht, so daß jeder zu schaffen, das einerseits eine schnelle Untersuchung

Detektor Strahlung von innerhalb des Fächers auf- ermöglicht, bei dem aber außerdem die erwähnten FoI-

einanderfolgenden Strahlenwegen empfängt, gen von Unterschieden der Detektorempfindlichkeit

2. Computer-Tomograph nach Anspruch 1, da- vermindert werden.

durch gekennzeichnet, daß die Detektoren (19) einen 20 Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung da-

in sich geschlossenen Ring bilden. durch gelöst, daß die Ausdehnung der Detektoren über

3. Computer-Tomograph nach Anspruch 1 mit ei- die Ausdehnung der vom Strahlenfächer gleichzeitig erner aus einer Strahlenquelle und einer Detektoran- faßten Detektoren hinausgeht, daß bei der Relativbeweordnung bestehenden Meßanordnung, die zusätzlich gung der Strahlenquelle in bezug auf die Detektoren der zur umlaufenden Abtastung eine laterale Abtastung 25 Fächer fortschreitend die Detektoranordnung überausführt, dadurch gekennzeichnet daß die laterale streicht, so daß jeder Detektor Strahlung vcn innerhalb Abtastung durch Ablenkung des Elektronenstrahls des Fächers aufeinanderfolgenden Strahlenwegen empder Röntgenröhre (14) mit langgestreckter Antika- fängt.

thode (17) erfolgt, wobei eine Anordnung aus einer Vorzugsweise bilden die Detektoren einen in sich geReihe von ortsfesten Kollimatoren (18) der Strahlen- 30 schlossenen Ring. Hierdurch ist es möglich, daß die quelle (14) zugeordnet ist, so daß mit progressiver Quelle eine 360°-Drehung um den Patienten ausführen Bewegung des Elektronen-trahlsilarch einen jewei- kann, ohne daß eine mechanische Bewegung der Detekligen Kollimator der Kolliiratoranordnung (18) ein toren notwendig ist, so daß eine sehr schnelle Abtastung in bezug auf die Ausdehnung der Oetektoranord- durchführbar ist, bei der die Empfindlichkeitsunternung (19) schmaler Strahlenfächer (16) erzeugt wird. 35 schiede der Detektoren berücksichtigt werden können.

In weiterer Ausgestaltung der Hrfindung ist es zweck-

mäßig, bei einem Computer-Tomographen mit einer aus

einer Strahlenquelle und einer Detektcranordnung bestehenden Meßanordnung, die zusätzlich zur umlaufen-

Die Erfindung betrifft einen Compulcr-Tomographen 40 den Abtastung eine laterale Abtastung ausführt, die Iamit einer Meßanordnung, bestehend aus einer Strahlen- terale Abtastung durch Ablenkung des Elektronenquelle, die ein fächerförmiges Strahlenbündel erzeugt, Strahls der Röntgenröhre mit langgestreckter Antika- und einer Detektoranordnung mit mehreren auf einem thode zu bewirken, wobei eine Anordnung aus einer Kreisbogen angeordneten Detektoren, wobei das Reihe von ortsfesten Kollimatoren der Strahlenquelle Strahlenbündel eine umlaufende Abtastung des Aufnah- 45 zugeordnet ist, so daß mit progressiver Bewegung des me-Objekts durchführt. Elektronenstrahls durch einen jeweiligen Kollimator Aus der NL-OS 74 11 418 ist ein Gerät bekannt, bei der Kollimatoranordnung ein in bezug auf die Ausdehdem eine Strahlenquelle so ausgebildet ist, daß sie ein nung der Detektoranordnung schmaler Strahlenfächer fächerförmiges Strahlenfeld erzeugt, das in der Ebene erzeugt wird. Hierdurch läßt sich eine weitere Erhöhung des zu untersuchenden Querschnitts des Körpers liegt. 50 der Abtastgeschwindigkeit ohne mechanische Mittel er-Dabei sind Kollimatoren vorhanden, die innerhalb des zielen.

Fächers zahlreiche Strahlen geringen Querschnitts dcfi- Die Erfindung wird nachfolgend anhand von in den

nieren, und eine Gruppe von Detektoren mißt die Inten- Zeichnungen dargestellten Ausführungsbeispielen nä-

sität dieser Strahlen nach Durchlaufen des Körpers. Die her erläutert. In den Zeichnungen bedeuten Detektoren dienen dazu, Ausgangssignale zu erzeugen, 55 Fig. la + 1 b eine Vorder-bzw. Seitenansicht eines

die ein Maß für die Absorption sind, die die Strahlung Computer-Tomographen in vereinfachter Darstellung,

auf zahlreichen Wegen durch den Körper erfährt. Zu Fig.2 ein Ausführungsbeispiel für eine Detektoran-

diesem Zweck werden die Quelle und die Detektoren in Ordnung,

der Ebene der Querschnittsscheibe hin-und herbewegt. Fig. 3 eine andere Ausführungsform der Erfindung und ferner führen sie eine Umlaufbewegung um eine fen und

gemeinsame Achse aus, die senkrecht zu dieser Ebene F i g. 4 ein Blockschaltbild für die Verarbeitung der

verläuft. Die Ausgangssignale werden in bekannter von dem Gerät gelieferten Daten.

Weise in einer Verarbeitungsschaltung zur Darstellung Das in Fig. la und Ib in vereinfachter Form darge-

dcs Absorptionsverlaufs in einem ebenen Körperquer- stellte Gerät enthält ein drehbares Element 1, das um schnitt verarbeitet (DE-OS 19 41 433, DE-OS 24 20 500). t,'. eine Ausnehmung 2 drehbar ist, in die der Körper 3

Bei einem bekannten weiteren Gerät (DE-OS eines zu untersuchenden Patienten eingeführt werden

27 418) oder einem weiteren vorgeschlagenen Gerät kann. Der im Querschnitt dargestellte Körper 3 ruht auf

(DE-OS 25 03 980) ist der Winkel des Strahlungsfächers einem ebenfalls im Querschnitt dargestellten Bett