DE2719856A1

DE2719856A1 - Hochgeschwindigkeits-system zum erzeugen tomographischer roentgenbilder

Info

Publication number: DE2719856A1
Application number: DE19772719856
Authority: DE
Inventors: John Mapes Houston
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1976-05-06
Filing date: 1977-05-04
Publication date: 1977-11-17
Also published as: JPS52152192A; NL7704811A; FR2350613A1; IL51490A; DE2719856C2; JPS617812B2; IL51490A0; FR2350613B1; GB1562768A

Description

Dr. rer. not. Horst Schüler , «κ» FnmMwt/Moin ι 3. Hai 1977

Ο "7 1 Q Q C O Telex: 04-16759 mopot d

⁰ Postscheck-Konto t 282420-602 Frankfurt/M.

Bankkonto: 225/0389

Deutsche Bank AG. Frankfurt/M.

'4199-RD-8344

GENERAL ELECTRIC COMPANY

1 River Road Schenectady, N.Y./U.S.A.

Hochgeschwindigkeits-System zum Erzeugen tomographischer Röntgenbilder

Die Erfindung bezieht sich auf eine computerisierte Vorrichtung zum Herstellen tomographischer Röntgenbilder. Mehr im besonderen bezieht sich die Erfindung auf tomographische Abbildungs-Systeme, in denen mehrere Röntgenstrahlquellen gleichzeitig pulsierend bewegt werden, um Röntgenstrahl-Absorptionsdaten entlang einer Zahl sich schneidender Strahlenpfade zu erzeugen.

Computerisierte Röntgenstrahlen-Tomographie ist ein System zum Erzeugen von Abbildungen innerer Körperorgane, wobei die Bilder frei sind von den Schatten dazwischenliegender Strukturen. Die tomographische Ausrüstung des Standes der Technik umfaßte im allgemeinen eine Röntgenstrahlquelle auf einer beweglichen Struktur gegenüber einem oder mehreren Röntgenstrahldetektoren. Die Röntgenstrahlquelle und die Röntgenstrahldetektoren rotierten und/oder

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führten eine fortschreitende Bewegung in einer Ebene aus, die durch die untersuchten Körperorgane verlief, um elektrische Signale zu erzeugen, die repräsentativ sind für die Röntgenstrahldurchlässigkeitsdaten entlang einer Vielzahl von Strahlenpfaden. Die Signale wurden dann kombiniert, üblicherweise in einem Digitalcomputer zur Rekonstruktion schattenfreier Bilder innerer Körperabschnitte. Eine Tomographieausrüstung dieser Art ist z. B. in der US-PS 3 778 614 beschrieben.

Die Geschwindigkeit der Erzeugung von Abbildungen in einem Tomographie-System mit sich bewegenden Quellen und Detektoren ist notwendigerweise beschränkt durch die Zeit, die erforderlich ist, die physische fortschreitende Bewegung oder Rotation des Mechanismus zu bewerkstelligen und sie ist damit im allgemeinen auf weniger als eine Abbildung pro Sekunde beschränkt. Eine solche Ausrüstung ist daher für die Betrachtung sich bewegender Körperorgane, wie z. B. eines schlagenden Herzens, ungeeignet. Dr. Earl Wood von der Mayoklinik hat kürzlich ein tomographisches System zum Abbilden sich bewegender Körperorgane vorgeschlagen, bei dem eine Vielzahl von Röntgenstrahlquellen in einer Reihenfolge pulsiert und dadurch rasch Röntgenstrahlen-Übertragungsdaten entlang einer Anzahl verschiedener Strahlenpfade erzeugt.

Die in der Röntgenstrahlen-Tomographievorrichtung des Standes der Technik benutzten Röntgenstrahlendetektoren umfaßten im allgemeinen Scintillationskristalle oder Leuchtstoffschirme, die mit optischen Detektoren gekoppelt waren, z. B. Zwischenbild-bzw. Superorthicon-oder Photomultiplier-Röhren. Solche Geräte sind ziemlich groß und müssen im allgemeinen zusammen mit einer Kollimations- bzw. Richtvorrichtung benutzt werden, um eine feine räumliche Auflösung zu erzielen. Solche Scintillationsdetektoren und Collimationsvorrichtungen sind relativ unwirksame Detektoren für Röntgenstrahlenergie. Es ist daher bei ihrer Verwendung erforderlich, den einer tomographischen Untersuchung unterworfenen Patienten in einer solchen Ausrüstung einer relativ hochdosigen ionisierenden Strahlung auszusetzen.

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In der älteren deutschen Patentanmeldung P 26 k2 741.8 ist eine mit Xenon unter hohem Druck gefüllte Ionisationskammerreihe beschrieben, die durch hohe Nachweiswirksamkeit und feine räumliche Auflösung charakterisiert ist, wenn man sie in einer Röntgenstrahlen-Tomographieausrüstung einsetzt. Der Detektor umfaßt viele Detektorzellen, die durch im wesentlichen parallele Metallkollektorplatten getrennt sind, die auf eine einzige Quelle divergierender Röntgenstrahlen eingestellt werden können. In die Detektorzellen eintretende' Rontgenstrahlenprotonen erzeugen Ionen/ Elektronen-Paare, die unter dem Einfluß eines elektrischen Feldes zu den Kollektorplatten driften. Detektoren dieser Art sind für den wirksamen Nachweis divergierender Röntgenenergie gut geeignet, wie sie z. B. von einer einzigen Röntgenstrahlquelle erzeugt und gerichtet werden kann, um eine planare fächerartige räumliche Verteilung zu ergeben. Die Ionenkammerreihe dieser Patentanmeldung ist jedoch relativ unwirksam zum Nachweis von Röntgenstrahlenergie, die aus einer Reihe räumlich getrennter Röntgenstrahlquellen derart stammt, wie sie in der oben beschriebenen tomographischen Ausrüstung für hohe Geschwindigkeit benutzt werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt die Hochgeschwindigkeits-Vorrichtung für Röntgenstrahlen-Tomographie eine Reihe räumlich getrennter gerichteter Röntgenstrahlenquellen, die gegenüber einer Reihe im geringen Abstand voneinander angeordneter Röntgenstrahlendetektoren angeordnet ist. Jede der Röntgenstrahlenquelle ist so gerichtet, daß sie einen relativ dünnen planaren sektorartigen Schwaden von Röntgenstrahlphotonen erzeugt. Röntgenstrahlquellen in Untergruppen der Reihe werden gleichzeitig pulsierend bewegt, damit man Röntgenstrahlen-Durchlässigkeitsdaten für die tomographische Bildkonstruktion erhält. Das Richten und Gruppieren der Röntgenstrahlquellen, ebenso wie die Reihenfolge des Zündens wird so ausgewählt, daß jede Quelle in einer Untergruppe einen separaten und bestimmten Sektor der Röntgenstrahlendetektorreihe illuminiert. Die für die Erzeugung eines tomographischen Bildes erforderliche Zeit wird dadurch reduziert.

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Eine für die Verwendung in dieser tomographischen Ausrüstung geeignete Ionisationskammerreihe umfaßt eine kammartige Reihe von Kollektorelektroden einer ersten Polarität, die im gleichen Abstand zwischen zwei parallelen Folienelektroden der entgegengesetzten Polarität angeordnet und in ein ionisierbares Gas hohen Druckes eingetaucht ist. Röntgenstrahlenenergie tritt in einer Richtung in den Detektor ein, die im wesentlichen parallel zu den kammartigen Elektroden verläuft und tritt in Wechselwirkung mit dem Detektorgas zur Erzeugung von Elektronen/Ionen-Paaren. Die Elektronen und die Ionen driften unter dem Einfluß eines elektrischen Feldes in einer Richtung im wesentlichen senkrecht, sowohl zur Richtung des einfallenden Strahles als auch der Richtung der linearen Reihe und zwar zu den Sammelelektroden. Die Detektorzellen der erfindungsgemäßen Reihe sind nicht auf eine einzelne Röntgenquelle ausgerichtet, wie die Zellen der in der obigen Patentanmeldung beschriebenen Reihe und sie sind daher gut geeignet zur Verwendung in Tomographie-Systemen mit multiplen räumlich verteilten Röntgenstrahlquellen.

Die Erfindung wird im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert. Im einzelnen zeigen:

Figur 1 ein Hochgeschwindigkeits-Tomographiesystem nach dem Stand der Technik,

Figur 2 ein Hochgeschwindigkeits-Tomographiesystem nach der vorliegenden Erfindung,

Figur 3 eine einzelne Detektorzelle nach dem Stand der Technik und

Figur ¹J eine Ionisationskammerreihe, wie sie in der vorliegenden Erfindung brauchbar ist.

Die Figur 1 veranschaulicht ein Hochgeschwindigkeits-Röntgenstrahlen-Tomographiesystem nach dem Stand der Technik. Eine Reihe pulsierender Röntgenstrahlquellen 20 ist gegenüber einer Reihe von

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Röntgenstrahldetektoren 22 angeordnet. Jeder einzelne Röntgenstrahlendetektor der Reihe 22 umfaßt einen Leuchtstoffschirm 2k, der Licht im Verhältnis zur einfallenden Röntgenstrahlintensität emittiert. Licht von dem Schirm 2k wird durch eine Linse 26 auf eine fernsehkameraartige Aufnahmeröhre gerichtet, üblicherweise eine Zwischenbildröhre bzw. Superorthicon (Imageorthicon) 28. Elektrische Signale von jeder dieser Röhren 28, die eine lineare Verteilung der Röntgenstrahlintensitäten über die Weite eines Schirmes 2k repräsentieren, werden zu einem Digitalcomputer zurVerarbeitung in tomographische Röntgenbilder übertragen.

Die Körperstrukturen 30, die untersucht werden, werden zwischen der Reihe 20 von Röntgenquellen und der Detektorreihe 22 angeordnet. Jede der Röntgenquellen in der Reihe 20 läßt man nacheinander einen Schauer ionisierender Strahlung 32 erzeugen, der durch die Körperstruktur 30 in verschiedenem Grade abgeschwächt wird und auf die Detektorreihe 22 aufschlägt. Die einzelnen Elemente der Reihe 20 können in einer raschen Reihenfolge gezündet werden, um Röntgenstrahl-Durchlässigkeitsdaten entlang einer Vielzahl sich schneidender Pfade durch die Körperstruktur 30 zu liefern, aus denen die Bildinformation konstruiert werden kann. Jede Quelle der Reihe 20 eliminiert jedoch notwendigerweise im wesentlichen die gesamte Detektorreihe 22 und die Geschwindigkeit des aufeinanderfolgenden Zündens der einzelnen Quellen ist daher notwendigerweise durch die Geschwindigkeit begrenzt, mit der die Daten von den Detektorelementen, z. B. den Aufnahmeröhren 28 abgelesen werden können. Die von einem einzelnen Röntgenstrahlenimpuls erzeugte Information muß vollständig aus einem Detektor abgelesen sein, bevor eine andere Quelle der Reihe 20 einen Impuls gibt, damit eine Redundanz der Information vermieden wird, die entstehen würde, wenn die Röntgenstrahlen zweier Röntgenquellen die gleiche Röhre während einer einzigen Ableseperiode erreichen.

Figur 2 gibt ein verbessertes Hochgeschwindigkeits-Tomographiesystem gemäß der vorliegenden Erfindung wieder. Eine im wesentlichen halbkreisförmige Reihe von Röntgenstrahlquellen 20 umfaßt

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eine Vielzahl einzelner Röntgenstrahlanoden 40, die durch eine Reihe von Kollimatoren 42 getrennt sind. Die Geometrie der Kollimatoren 42 ist so ausgewählt, daß der Röntgenstrahl jeder Anode 40 auf einen im wesentlichen planaren sektorartigen Schauer beschränkt ist. Die Röntgenstrahlenergie jedes Schauers passiert die Körperstruktur 30 und schlägt auf eine Kurvenlinienreihe eng benachbarter Ionisationskammerdetektoren 44 auf, die in der Ebene des Röntgenstrahlenschauers angeordnet sind. Die Dimensionen und die Geometrie der Kollimatoren 42 sind derart, daß die Breite des Rontgenstrahlschauers begrenzt wird, so daß er nur einen relativ schmalen Sektor der Reihe 44 illuminiert. In der Illustration der Figur 2 passieren Röntgenstrahlen der Anode ¹IOa den Kollimator 42a zur Bildung eines sektorartigen Schauers 46a, der auf eine kleine Gruppe 48a von Detektoren in der Reihe 44 aufschlägt. In gleicher Weise passieren Röntgenstrahlen von der Anode 40b die Kollimatoren 42b und schlagen auf eine separate und verschiedene Gruppe 48b von Detektoren in der Reihe auf.

Die Röntgenstrahlquellen in der Reihe 20 werden in Salven irapulsartig betrieben und das Gruppieren der Quellen für jede Salve ist so ausgewählt, daß die einzelnen Quellen 40 der Salve separate und verschiedene Gruppen von Detektoren in der Reihe 44 belichten. Nachdem eine Reihe von Quellen impulsförmig betätigt worden ist, werden die Daten der Detektoren zur Verarbeitung in einen Digitalcomputer abgelesen und eine andere Salve von Quellen, die in ähnlicher Weise ausgewählt ist, eine andere bestimmte Detektorengruppe zu beleuchten, wird gezündet. Jeder Detektor in der Reihe 44 erhält im allgemeinen Röntgenetrahldaten von einer Anzahl aufeinanderfolgender Salven. Das Gruppieren der einzelnen Detektoren, die durch die Quellen in jeder Salve illuminiert werden, verändert sich jedoch. Die Anzahl der Quellen, die gleichzeitig in jeder Salve gezündet wird, ist natürlich eine Funktion des Systems und der Kollimatorgeometrie, die ihrerseits bestimmt ist durch die Größe der untersuchten Körperstruktur, die erforderliche räumliche Auflösung und die erwünschte BiId-

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erzeugungszeit. In Abhängigkeit von dieser Geometrie und der Zahl der Detektoren und Quellen in den Reihen kann die Geschwindigkeit

den

der Bildverarbeitung υπΓγ Taktor zwei oder mehr über die Tomographiesysteme des Standes der Technik erhöht werden.

Die Detektorreihe M kann Ionisationskammern der Art umfassen, wie sie in der oben angegebenen Patentanmeldung beschrieben sind. Dieser Detektor umfaßt eine Reihe von Detektorzellen, die durch einzelne Folienkollektorelektroden begrenzt sind, die im wesentlichen parallel zur Richtung des einfallenden Röntgenstrahles und senkrecht zur Ebene des Röntgenstrahlschauers angeordnet sind. Die einzelnen Zellen eines solchen Detektors sind auf eine einzige Quelle ausgerichtet, um eine hochwirksame Röntgenstrahlsammlung und Detektion zu ergeben. Ein solcher Detektor ist zum Gebrauch in einer konventionellen Tomographievorrichtung gut geeignet, die eine einzige Röntgenquelle umfaßt. Beim Einsatz in einem Tomographiesystem mit mehreren Röntgenstrahlquellen leidet diese Reihe an einem beträchtlichen Verlust an Nachweiswirksamkeit für Röntgenstrahlen, die von außerhalb des Brennpunktes dieser einzelnen Zellen stammen. Die Ursache für diese Unwirksamkeit kann unter Bezugnahme auf die Figuren 3 und ¹J festgestellt werden, die eine vergrößerte Ansicht einer einzelnen Detektorzelle wiedergeben, die durch die Röntgenstrahlen einer Quelle außerhalb ihrer Brennregion beleuchtet ist, und wobei die Röntgenstrahlen in einem Winkel ß auf die Ebene der Zelle auftreffen. Ist R der Radius des Detektorbogens und P der Radius des Betrachtungsfeldes beim Körper 30, dann tritt der Maximalwert des Winkels ß an der Kante jedes Bildkreises auf, so daß sin ß = P/R ist. In einem typischen System der Art, wie es in Figur 2 veranschaulicht ist, eingesetzt, z. B. zum Betrachten eines schlagenden Herzens ist P etwa 20 cm und R etwa 75 cm und dies ergibt einen Maximalwinkel ß von l6°. Die Wirksamkeit der Zelle für schiefe Nachweiswinkel ist durch den Abstand der Kollektorelektroden d bestimmt. Dieser Abstand d ist, neben anderen Faktoren, durch den Grad der räumlichen Auflösung bestimmt, die von dem System gefordert wird, sowie durch die Zeit, die für die innerhalb erzeugten Elektronen und Ionen erforderlich ist, um unter dem Einfluß eines elektrischen

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Feldes zu den einzelnen Elektroden zu driften. Ist z. B. die Zelle mit einem Xenon-Detektorgas bei einem Druck von etwa 20 Atmosphären gefüllt, dann ist ein Abstand d von etwa 1 mm erforderlich, um eine Ansprechzeit von 1 Millisekunde zu erhalten. Das Ansprechen einer solchen Zelle mit einem Elektrodenabstand von einem Millimeter für Röntgenstrahlen, die in einem Winkel ß von 16° auftreffen, beträgt nur etwa I^ % seiner Wirksamkeit für Röntgenstrahlen^die in einem Winkel von 0° auftreffen. Dieser Wirksamkeitsverlust führt ernste Kalibrierungsprobleme in die Bildrekonstruktions-Algorithmen ein, und vergrößert notwendigerweise die Strahlungsdosis, die erforderlich ist, um ein Bild einer gegebenen Auflösung zu erzeugen. Das Kalibrierungssystem in einer multiplen Quellenreihe wird natürlich stark durch die Tatsache vergrößert, daß der Einfallswinkel der Röntgenstrahlen auf jede Zelle für jeden Detektor verschieden ist und daß daher große Zahlen von Kalibrierungsfaktoren gespeichert und benutzt werden müssen.

Figur ¹I gibt eine Ionisationskammerreihe nach der vorliegenden Erfindung wieder, die eine im wesentliche konstante Nachweiswirksamkeit für verschiedene Winkel der einfallenden Röntgenstrahlen aufweist. Ein Paar planarer leitender Anoden 50 und 52 ist parallel zu einem einfallenden Schauer der RöntgenstrahlurtgVangeordnet. Eine Vielzahl stabartiger Kathoden 56 ist in gleichem Abstand zwischen den Anoden 50 und 52 angeordnet und liegt im wesentlichen parallel zueinander mit ihren längsten Abmessungen im allgemeinen parallel zu den einfallenden Röntgenstrahlen. Ein Anschluß der Spannungsquelle 58 ist mit den Anodenfolien 50 und 52 verbunden. Jede der Kathoden 56 ist durch eine der vielen Stromdetektorkreise 60 mit dem anderen Anschluß der Spannungsquelle 58 verbunden. In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung repräsentiert ein gemeinsamer Knotenpunkt der Spannungequelle und der Stromdetektoren das Erdpotential.

Die Polarität der Spannungsquelle und die Position der Erdverbindung kann variiert werden, ohne daß die Brauchbarkeit der

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Erfindung beeinflußt wird und die Bezeichnung der Sammelelektroden 50, 52 und 56 als Anoden und Kathoden dient nur der Erleichterung der Beschreibung.

Ein Detektorgas 62 füllt den Raum zwischen den Anodenfolien 50 und 52 und den Kathoden 56. Gasart, Gasdruck und der Abstand W zwischen den Elektroden sind unter Anwendung bekannter Methoden so ausgewählt, daß ein großer Anteil (üblicherweise mehr als 70 %) der einfallenden Röntgenphotonen im Gas absorbiert werden. Das Detektorgas 62 umfaßt typischerweise ein Edelgas einer hohen Atomzahl, z. B. Xenon, Krypton, Argon oder ein Molekulargas mit Atomen eines Atomgewichtes größer als dem von Argon, d. h. 39,9 bei einem Druck im Bereich von etwa 10 bis etwa 100 Atmosphären.

Die einfallenden Röntgenstrahlen 5¹* treten in Wechselwirkung mit dem Detektorgas 62 zwischen den Anoden 50 und 52 und erzeugen Elektronen/Ionen-Paare. Die Elektronen driften unter dem Einfluß des elektrischen Feldes, das durch die Spannungsquelle 58 aufgedrückt wird, zu den Anodenplatten 50 und 52, während die Ionen in ähnlicher Weise auf den Kathoden 56 gesammelt werden. Der Ionenstromfluß zu jeder einzelnen Kathode 56 ist proportional zur Zahl der Wechselwirkungen zwischen den Photonen und den Gasatomen in der Region dieser Kathode, so daß die Verteilung des Stromflusses zwischen den einzelnen Stromdetektorkreisen 60 der Reihe eine Funktion der Verteilung der Röntgenstrahlintensität entlang der Detektorreihe ist. Die Richtung der Elektronen- und Ionenbewegung innerhalb des Detektors ist im wesentlichen senkrecht zur Reihenlänge und zum einfallenden Röntgenstrahl.

Die Kathoden 56 können parallel zueinander unter Erzeugung einer linearen Detektorreihe angeordnet werden. Die Detektoren können auch zueinander in einem kleinen Winkel liegen und so eine gebogene halbkreisförmige Reihe der in Figur 2 veranschaulichten Art bilden.

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Das Tomographiesystem nach der vorliegenden Erfindung gestattet das rasche und genaue Abbilden innerer Körperorgane und ist unempfindlich gegenüber den verschmierenden bzw. trübenden Wirkungen, welche die Bewegung der abzubildenen Organe in den bekannten Systemen erzeugt. Das erfindungsgemäße System ist auch sehr wirksam für die Erzeugung bewegender Bilder von Körperorganen, z. B. eines schlagenden Herzens.

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Claims

Ansprüche

1.) Tomographisches Röntgenbildsystem für hohe Geschwindigkeit mit einer Reihe von Röntgenstrahl-Quellen um einen untersuchten Körper, einer Reihe von Röntgendetektoren um den genannten Körper gegenüber der Reihe von Röntgenquellen und einer Einrichtung zum schrittweisen Zünden der Röntgenstrahlquellen, dadurch gekennzeichnet, daß das System weiter eine Einrichtung zum Ausrichten zwischen jeder der Röntgenstrahlquellenund dem Körper aufweist, wobei die Einrichtung zum Ausrichten die Emission der Röntgenstrahlenergie von jeder Röntgenstrahlquelle in einen Röntgenstrahl begrenzt, der nur einen Teil der Röntgenstrahldetektoren in der Röntgenstrahldetektorreihe bestrahlt und die Einrichtung zum Zünden der Röntgenstrahlquellen gleichzeitig Impulssalven der Röntgenstrahlquellen zünden kann, wobei jede der Salven zwei oder mehr ausgewählte Röntgenstrahlquellen der Reihe von Röntgenstrahlquellen umfaßt, und die besonderen Röntgenstrahlquellen in jeder der Salven so ausgewählt werden, daß jede Quelle in einer Salve einen separaten und verschiedenen Anteil der Röntgenstrahldetektoren belichtet.

2. Abbildungssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Reihe von Röntgenstrahlquellen im wesentlichen eine halbkreisförmige Reihe ist.

3. Abbildungssystem nach den Ansprüchen 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Reihe von Röntgenstrahldetektoren im wesentlichen eine halbkreisförmige Reihe ist.

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ORIGINAL INSPECTED

4. Abbildungssystem nach den Ansprüchen 1-3, dadurch gekennzeichnet , daß die Röntgenstrahldetektoren Ionisationskammern sind.

5. Abbildungssystem nach den Ansprüchen 1-¹I, dadurch gekennzeichnet , daß die Einrichtung zum Ausrichten weiter die Röntgenstrahlen, die von jeder der Quellen austreten, zu einem im wesentlichen planaren fächerförmigen Strahl begrenzt.

6. Verfahren zum Erzeugen tomographischer Bilddaten aus Körperstrukturen gekennzeichnet durch die folgenden Stufen:

Anordnen einer Reihe von Röntgenstrahlquellen um die Körperstrukturen,

Anordnen einer Reihe von Röntgenstrahldetektoren um die Körperstrukturen gegenüber der Reihe von Röntgenstrahlquellen,

Ausrichten der Röntgenstrahlenergie jeder der Quellen zu einem Strahl, die nur einen Teil der Röntgenstrahldetektorreihe belichtet und

gleichzeitig Zünden einer Untergruppe von Röntgenstrahlquellen in dieser Reihe, wobei die Quellen der Untergruppe so ausgewählt sind, daß die Röntgenstrahlenergie jeder der gleichzeitig gezündeten Quellen einen seperaten und verschiedenen Teil der Röntgenstrahldetektoren belichtet, -wobei die Röntgenstrahl-Durchgangsdaten entlang einer Vielzahl von Röntgenstrahlpfaden in einer raschen und eindeutigen Weise erhalten werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch die weitere Stufe des nacheinander erfolgenden Zündens weiterer Untergruppen von Röntgenstrahlquellen dieser Reihe, wobei die einzelnen Quellen jeder dieser weiteren Untergruppen so ausgewählt sind, daß die Röntgenstrahlenergie jeder der Quellen in einer Untergruppe eine separate und unterschiedliche Fraktion der Detektoren in dieser Reihe belichtet.

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