DE2730324C2 - Computer-Tomograph - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft einen Computer-Tomographen zur Rekonstruktion eines Transversalschichtbildes eines Patienten mit einer aus einer Röntgenquelle und einer Detektoranordnung bestehenden Meßanordnung, die den Patienten aus verschiedenen Richtungen abtastet und Absorptionswerte für zahlreiche Strahlenwege einem Meßwertspeicher zuführt, aus denen das Tansversalschichtbild mit der Dat.enverarbietungsschaltung rekonstruiert und nach Maßgabe eines Adressenspeichers in einem Matrixspeicher gespeichert wird.

Ein solcher Computer-Tomograph ist beispielsweise aus der DE-OS 19 41 433 bekannt.

Eine Fehlerquelle bei diesem bekannten Computer-Tomographen beruht auf der Tatsache, daß die Absorption nicht gleichmäßig für Strahlung unterschiedlicher Energie ist. Somit wird Strahlung mit geringerer Energie vorzugsweise absorbiert, so daß sich eine größere »Härte« der Strahlung ergibt. Für Körpergewebe, das eine verhältnismäßig geringe Absorption aufweist, ist dieser Effekt von keiner großen Bedeutung. Für Material mit hoher Absorption, z. B. Knochen, ist die erhöhte Härte beträchtlich, so daß als Folge falsche Intensitätsmessungen für andere Matrixelemente entstehen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Computer-Tomographen zu schaffen, der solche Härtefehler sowie Fehler infolge der Streuung der Strahlung im Körper des Patienten korrigiert

Die gestellt Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß der Adressenspeicher die jeweils einzelnen Strahlenwegen entsprechenden Elemente des Matrixspeichers ausliest und einer Schwellwertschaltung zuführt, welche den Absorptionswert jedes Elements mit einem Schwellwertpegel vergleicht, daß der Schwellwertschaltung eine Summierungsschaltung nachgeschaltet ist, die diejenigen Absorptionswerte summiert, die den Schwellwertpegel überschreiten, und daß der Summierungsschaltung eine Schaltung zur Bestimmung des Härtefaktors nachgeschaltet ist, welche in Abhängigkeit vom Summenwert aus einem Härtefaktorspeicher einen Härtefaktor ausliest, der die Speicherelemente für den entsprechenden Strahlenweg korrigiert

Die in dem Härtefaktorspeicher gespeicherten Härtefaktoren können dabei zuvor unter Verwendung eines Phantomkörpers mit bekannten Absorptionseigenschaften bestimmt werden.

In Ausgestaltung der Erfindung führt die Schaltung zur Bestimmung des Härtefaktors die Ausgangswerte dem Meßwertspeicher zur Korrektur der Absorptionsmeßwerte für die Strahlenwege zu, wobei mit den korrigierten Meßwerten erneut ein Bild rekonstrukiert wird.

Dabei kann der Schaltung zur Bestimmung des Härtefaktors ein weiterer Matrixspeicher nachgeschaltet sein, dem von dem ersten Matrixspeicher der Reihe nach die Absorptionsmeßwerte für die Elemente eines Strahlenweges zugeführt und nach Korrektur durch die Härtefaktoren gespeichert werden.
Durch diese Maßnahmen lassen sich die notwendigen Daten schnell und wirtschaftlich erzeugen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. In der Zeichnung zeigt

F i g. 1 ein radiographisches Gerät, in dem die Erfindung anwendbar ist,

F i g. 2 eine Veranschaulichung des Prinzips der Erfindung,

Fig.3 ein Blockschaltbild einer radiographischen so Verarbeitungsanordnung,

F i g. 4 ein Flußdiagramm zur Veranschaulichung der Reihenfolge des Betriebsablaufes bei Anwendung der Erfindung und

F i g. 5 eine alternative Darstellung für ein Teil des in F i g. 4 gezeigten Diagramms.

Das in F i g. 1 dargestellte Gerät enthält einen Drehtisch 1 mit einer mittleren Ausnehmung 2 zur Aufnahme eines zu untersuchenden Körpers 3, der um eine horizontale Achse 4 drehbar ist. Der Drehtisch 1 ist auf drei Rollen 5, 6 und 7 gelagert, die ihrerseits drehbar im Hauptrahmen 8 des Gerätes gelagert sind. Der Rahmen 8 ist stationär und starr mit einem Sockel 9 verbunden.

Der Drehtisch 1 kann mittels eines Zahnrades 10, das mit nicht dargestellten, am Umfang des Drehtisches 1 vorgesehenen Zähnen zusammenwirkt, in Winkelschritten gedreht werden. Das Zahnrad 10 wird von einem Motor 11 angetrieben, der auf dem Hauptrahmen 8 befestigt ist.

Auf dem Drehtisch 1 ist auf Schienen 17 und 18 ein Abtastjoch 16 so gelagert, daß es eine hin- und hergehende laterale Abtastbewegung in bezug auf den Drehtisch ausführen kann. Die laterale Abtastbewegung wird dem Joch 16 durch einen Zahnriemen 19 mitgeteilt, der zwischen zwei gezahnten Rollen 20 ur»d 21 ausgespannt ist, die ebenfalls drehbar auf dem Drehtisch 1 gelagert sind. Das Joch 16 ist am Zahnriemen 19 befestigt Die Rolle 21 wird durch einen in seiner Drehrichtung umsteuerbaren Motor 22 angetrieben, der mittels eines bandförmigen Bügels 23 am Drehtisch 1 befestigt ist

An dem dem Joch 16 gegenüberliegenden Trum des Riemens 19 ist ein Gegengewicht 24 befestigt, um Unwuchtkräfte zu kompensieren.

Am Joch 16 ist eine Quelle 25 befestigt, die Röntgenstrahlung 26 aussendet Auf der in bezug auf die Ausnehmung 2 der Quelle 25 gegenüberliegenden Seite des Joches ist ein Detektor 27 angeordnet, der für die von der Quelle 25 erzeugte Strahlung empfindlich ist und auf die Quelle über einen Kollimator 28 gerichtet ist

Der Körper 3 ist auf einem Bett 29 durch Gurte 30 befestigt Zwischenräume zwischen dem Körper und dem Bett werden mit einem geeigneten Füllmaterial 31 ausgefüllt Das Bett 29 ruht auf Beinen 32, die auf dem Sockel 9 stehen.

Die dem Drehtisch 1 mitgeteilte Drehbewegung muß mit der lateralen Abtastbewegung des Joches synchronisiert werden. Aus diesem Grunde ist am Drehtisch 1 eine ringförmige Stricheinteilung 33 vorgesehen, und am Hauptrahmen 8 ist ein Fotodetektor 34 angebracht, der mit einer nicht dargestellten, ebenfalls ortsfesten Lichtquelle zusammenwirkt Der Fotodetektor 34 erzeugt Taktimpulse, die ein Maß für den Durchlauf von Strichen der Stricheinteilung 33 sind. In gleicher Weise ist eine lineare Stricheinteilung 35 am Joch 16 angebracht, die mit einem zweiten Fotodetektor 36 zusammenwirkt, der auf dem Drehtisch 1 angeordnet ist und mit diesem umläuft Der Fotodetektor 36 arbeitet mit einer nicht dargestellten Lichtquelle zusammen und erzeugt Taktimpulse, die ein Maß für den Fortschritt der lateralen Abtastbewegung sind. Die beiden Gruppen von Taktimpulsen werden einer Steuerschaltung 37 zugeführt, die den Motor 22 und den Motor 11 derart steuert, daß nach jedem Drehschritt eine einzelne laterale Abtastbewegung der Quelle 25 und des Detektors 27 in der einen oder anderen Richtung über die Ausnehmung 2 ausgeführt wird.

Der Detektor 27 erzeugt elektrische Signale, die ein Maß für die festgestellte Strahlungsmenge sind. Die so erzeugten elektrischen Signale werden einer Vorverarbeitungsschaltung 38 zugeführt, die einen Verstärkter 39, einen rückstellbaren Integrator 40, einen Analog/ Digital-Umsetzer 41 und eine logarithmischen Umsetzer 42 enthält. Der Integrator 39 wird synchron und periodisch durch die vom Fotodetektor 36 abgeleiteten Impulse gelesen und zurückgestellt Die Anordnung ist dabei so getroffen, daß das Lesen und Rückstellen während jeder lateralen Abtastbewegung in der einen oder anderen Richtung 160MaI erfolgt, um Daten für eine Gruppe von parallelen Strahlenwegen durch den Körper zu erzeugen. Nach jeder lateralen Abtastung wird der Drehtisch 1 um einen vorgegebenen Winkel gedreht, und eine zweite Abtastung erzeugt Daten für eine weitere Gruppe von parallelen Wegen. Dieses Verfahren wird wiederholt, bis über einen Drehwinkel von 180° ausreichend viele solcher Gruppen erzeugt worden sind, und alle während der Abtastung gewonnenen Ausgangssignale werden in einer Verarbeitungsschaltung 43 verarbeitet, um den Absorptionskoeffizienten in bezug auf die verwendete Strahlung tür zahlreiche über der Scheibe des Körpers 3 verteilte Stellen zu ermitteln, wobei die Scheibe in der Ebene der von der Quelle 25 erzeugten Röntgenstrahlung liegt Die Verteilung der Absorptionskoeffizienten wird dann auf einer Anzeigevorrichtung 44 sichtbar gemacht

Vorzugsweise wird die Datenverarbeitung nach der in ίο der DE-OS 24 20 500 beschriebenen Technik durchgeführt, bei der die Ausgangssignale zu Gruppen zusammengefaßt werden, die sich auf Gruppen von Vorzugs· weise parallelen Strahlenwegen beziehen, und bei der jedes Ausgangssignal mit gewichteten Komponenten anderer Ausgangssignale der eigenen Gruppe modifiziert wird. Die Wichtung erfolgt nach einer Funktion, die negativ ist und in ihrer Amplitude in dem Maße abnimmt, wie der Abstand von dem Weg, der Anlaß für das zu modifizierende Signal gibt, zunimmt Die modifizierten Ausgangssignale werden dann additiv nach einem Schichtdiagramm-Verfahren kombiniert

Die Quelle 25 kann auch so ausgebildet sein, daß sie einen ebenen Strahlungsfächer aussendet, der durch die Linien 26' und 26" begrenzt ist Der Detektor 27 wird dann durch eine Gruppe von Detektoren, vorzugsweise dreißig, ersetzt, die mit entsprechenden Kollimatoren zusammenwirken, um die notwendige Zahl von Strahlen innerhalb des Fächers zu bilden. Beispielsweise können die benachbarten Kollimatoren gegeneinander unter einem Winkel von 1/3° geneigt sein. Damit beträgt die Winkelspreizung für dreißig Detektoren zwischen den Mittellinien der äußeren Strahlen 9 2/3°. Somit werden bei 160 Integrationsintervallen während einer lateralen Abtastung Ausgangssignale erzeugt, die ein Maß für die Absorption sind, die die Strahlung beim Durchqueren von dreißig Gruppen von parallelen Strahlenwegen erfährt, wobei jede Gruppe gegenüber ihrer benachbarten Gruppe um 1/3° versetzt ist Am Ende jeder lateralen Abtastung erfolgt dann eine Drehung um 10°, die dem Spreizwinkel des Fächers entspricht Zur Verarbeitung ist jedem Detektorkanal eine individuelle Schaltung 38 zugeordnet, um den Schaltungen 43 die erforderlichen Daten zuführen zu können.

Das anhand von F i g. 1 beschriebene Gerät entspricht zwar den in den DE-Offenlegungsschriften 19 41433 und 24 20 500 beschriebenen Geräten bzw. dem abgewandelten Gerät gemäß der DE-OS 24 42 009, jedoch kann die Erfindung auch bei anderen Ausführungsformen angewendet werden, die Absorptionsdaten der gleichen Art liefern.

F i g. 2 zeigt eine vereinfachte Darstellung einer Querschnittsscheibe 45 des Körpers eines Patienten, dem eine Matrix mit elementaren Bereichen 46 zugeordnet ist Bei dem dargestellten Ausführungsbeipiel sind 45 Matrix-Elemente vorgesehen. Es sei bemerkt, daß dieses Ausführungsbeispiel nur zur Veranschaulichung dient und in der Praxis die Matrix erheblich mehr Elemente enhält, vorzugsweise mehr als 100.000 Elemente, und daß diese Elemente nur in einem begrenzten Bereich der Querschnittsscheibe liegen können. Ebenfalls aus Gründen der Klarheit ist angenommen, daß der Körper nur einen Knochenbereich 47, einen Luftbereich 48 und andere Bereiche 49 von dazwischenliegender Dichte enthält In der Praxis sind die Verhältnisse natürlich komplizierter.

Der von der Quelle 25 ausgesendete Strahl 26 trifft auf den Detektor 27 auf. Das Ausgangssignal, das die Intensität der vom Detektor 27 empfangenen Strahlung

darstellt, bezieht sich auf die Absorption entlang des Weges 26. Das Ausgangssignal, das nachfolgend als gemessener Absorptionswert bezeichnet wird, wird zusammen mit anderen Absorptionswerten für viele andere Wege bei zahlreichen Winkeln verwendet, um die Absorptionskoeffizienten für alle Elemente 46 zu bestimmen.

Wenn man den Strahlenweg 26 betrachtet, ist ersichtlich, daß er der Reihe nach durch den Bereich 49, durch den Luftbereich 48, erneut durch den Bereich 49, durch den Knochen 47 und nochmals durch den Bereich 49 verläuft Durch den Knochen 47 ändert sich die Härte der Strahlung, so daß sich für die Absorption hinsichtlich der Bereiche 47,48 und 49 ein Fehler ergibt

Gemäß der Erfindung werden nun alle von den Deiekioren 27 in allen Positionen der Quelle 25 gewonnenen Daten für Korrekturzwecke durch ein geeignetes Verfahren verarbeitet, um eine erste Abschätzung der Absorptionswerte für die Matrix zu gewinnen. Obwohl die tatsächlichen Werte im Hinblick auf den Fehler durch den Knochen nicht völlig genau sind, stehen sie in annähernd genauer Beziehung, so daß aus ihnen das Vorhandensein von Bereichen wie z. B. des Knochens 47 ersichtlich ist Aus dem Strahl 26 läßt sich in jedem Falle das Ausmaß des Knochens 47 bestimmen, durch den der Strahl 26 verläuft Dies kann durch manuelle Mittel erfolgen, jedoch wird vorzugsweise hierfür ein Rechner eingesetzt Die Rechnung braucht nur annähernd zu sein, um wenigstens eine Abschätzung der Korrektur zu erzielen. Es läßt sich leicht feststellen, entweder durch Rechnung oder durch eine vorherige Messung, in welchem Ausmaß die Härte durch irgendein Knochenteil beeinflußt wird, so daß der gemessene Absorptionswert des Detektors 26 entsprechend korrigiert werden kann. Die gesamte Darstellung kann dann unter Verwendung der korrigierten gemessenen Absorptionswerte neu bestimmt werden.

Bei einer bevorzugten einfacheren Ausführungsform wird der Korrekturfaktor jedoch nicht dem gemessenen Absorptionswert sondern den zuerst errechneten Absorptionsweri.en für elementare Bereiche, die vom Strahl 26 geschnitten werden, in Abhängigkeit vom Maß der Überdeckung zugeführt

Es sei bemerkt, daß die Korrektur elementaren Bereichen zugeführt wird, die von dem Strahl 26 sowohl vor als auch nach dem Durchlaufen des Knochens 47 geschnitten werden. Dies erfolgt aus dem Grunde, weil der Fehler unabhängig davon gleich ist, ob er durch eine unerwartete Änderung der Härte von Strahlung, die bereits eine Absorptionsinformation von einem elementeren Bereich enthält oder von Strahlung, die gerade erst zur Gewinnung einer solchen information verwendet werden soll, verursacht wird. In beiden Fällen kann die Wirkung im Detektor 27 nicht unterschieden werden.

F i g. 3 zeigt ein vereinfachtes Blockschaltbild der Verarbeitungsschaltung zur Gewinnung des endgültigen Bildes. Die gemessenen Absorptionswerte von den Detektoren 27 werden zuerst den Vorverarbeitungsschaltungen 38 zugeführt Die Daten werden dann in der zuvor beschriebenen Weise in den Verarbeitungsschaltungen 43 verarbeitet, um eine erste Abschätzung für ein Bild zu gewinnen. Diese Abschätzung kann ggfs. unmittelbar der Anzeige verarbeitung 50 zugeführt werden, die beispielsweise einen Normwandler enthält, um eine Sichtbarmachung auf der Anzeigevorrichtung 44 zu ermöglichen. Das Bild wird ebenfalls Härtefehler-Verarbeitungsschal tungen 51 zusammen mit Daten zugeführt, die die Orientierung der Strahlenwege im untersuchten Körperbereich anzeigen. Die Schaltungen 51 bestimmen die erforderlichen Härte-Korrekturfaktoren und liefern entweder entsprechend korrigierte Absorptionswerte an die Schaltungen 10 für die erneute Verarbeitung, cder sie liefern korrigierte Werte für jedes Matrix-Element zur Anzeigeverarbeitung 50. Es sei bemerkt, daß zahlreiche detaillierte Anordnungen für die Berechnung der Härtekorrektur nach den oben beschriebenen Prinzipien vorgesehen werden können. Solche Anordnungen können speziell aufgebaute Schaltungen enthalten, oder sie können von einem entsprechend programmierten digitalen Rechner Gebrauch machen. Im letzteren Fall können die Verarbeitungsschaltungen 43 und 51 durch einen einzigen Rechner gebildet werden.

Die Herstellung eines Rechner-Programms zur Zuführung der erfindungsgemäßen Korrekturfaktoren bereitet einem erfahrenen Programmierer keine Schwierigkeiten. Zur Klarstellung der erforderlichen Arbeitsweisen für die Verarbeitung in den Schaltungen 51 zeigt F i g. 4 jedoch ein Blockschaltbild. Es sei bemerkt, daß diese schematische Figur keine detaillierte Anordnung von Schaltungen darstellt, sondern mehr die Form eines Flußdiagramms für ein Programm aufweist.

Gemäß F i g. 4 werden die errechneten Absorptionswerte in einem Speicher 52 an Stellen gespeichert, die ihren Positionen in der Matrix entsprechen. Ein weiterer Speicher 53 speichert Daten in Form von gespeicherten Koordinaten für die Matrix, die die Wege darstellen, auf denen die einzelnen Strahlen, für die ein Absorptionswert gewonnen wurde, durch die elementaren Bereiche verlaufen. Natürlich können diese Strahlenwege für jede Untersuchung die gleichen sein, und sie können im voraus bestimmt werden. Statt dessen können sie aber auch nach Bedarf unter Verwendung der Daten von den Fotodetektoren 34 und 36 errechnet werden.

Die Strahlwegkoordinaten werden dem Matrix-Speicher 52 zugeführt, wo Werte für alle Elemente, die auf einem Strahlwsg liegen, progressiv herausgezogen werden. Hierbei muß berücksichtigt werden, daß der Strahlweg nur einen Teil jedes Elementes schneiden kann, und daß nur ein entsprechender Teil des Korrekturfaktors der Summe hinzugefügt werden darf. Die Arbeitsweise ist im wesentlichen die gleiche wie die in der DE-OS 19 41 433 beschriebene Arbeitsweise zur Summierung der Abiiorptionswerte entlang eine Strahlenweges und kann in der gleichen Weise ausgeführt werden. In einer Schwellwertschaltung 54 werden dann individuelle Absorptionswerte identifiziert, die einen vorgegebenen Absorptionspegel überschreiten, d. h. jene die einen Knochen darstellen. Hinter der Schwelle werden die Abscrpiicp.sweüe der Matrixelemente. welche zu einem Strahle iweg gehören und oberhalb eines Schwellwertes iegen, in einer Schaltung 55 summiert Diese Datensignale stellen das Ausmaß dar, in dem die Strahlung des entsprechenden Strahles eine Absorption erfahren hat da:> einen Härtefehler verursacht

Im Speicher 56 sind ferner zuvor errechnete oder zuvor gemessene Härtefaktoren gespeichert, die die Härteänderungen darstellen, die durch Knochen mit unterschiedlichen Absorptionspegeln eingeführt werden. Diese können durch Messung an einem Phantomkörper mit bekannter Absorption bestimmt werden. Es gibt für jeden von zahlreichen Bereichen von Werten der sich auf die hohe Absorption beziehenden Strahlwegdaten einen Faktor.

Diese werden einem Speicher in Abhängigkeit von einer in einer Schaltung 57 vorgenommenen Pegel-

Analyse der von der Schaltung 55 kommenden Strahlwegdaten entnommen, um für jeden Strahlweg einen Härtekorrekturfaktor zu erzeugen.

Der zu jedem Strahlenweg gehörende Korrekturfaktor wird dann in den Verarbeitungsschaltungen 43 mit dem gemessenen Absorptionswert für denselben Weg multipliziert oder zu diesem addiert Die korrigierten Absorptionswerte werden dann erneut verarbeitet, um eine genauere Darstellung in der Anzeige zu erzielen, oder um in einem weiteren Korrekturzyklus nochmals Härtefehler zu berechnen.

Statt dessen können die Härtekorrekturen für jeden Strahlweg unmittelbar dazu verwendet werden, die Elemente der ersten Abschätzung der Darstellung im Matrix-Speicher 52 zu korrigieren. Die Darstellung vom Speicher 52 wird der Einheit 58 zugeführt, in der die Korrektur für jeden Sirahlweg in angemessenen Anteilen dazu verwendet wird, den Wert für jedes Element zu korrigieren, das ganz oder teilweise von dem Weg geschnitten wird. Wie zuvor kann die genaue Proportionierung nach dem in der DE-OS 19 41 433 beschriebenen Vorbild erfolgen. Die korrigierte Darstellung wird dann am Ausgang 59 für die Anzeige zur Verfügung gestellt

In der Praxis erfordern solche Korrekturen eine endliche, wenn aucli kurze Zeit Es kann daher zweckmäßig sein, die nicht korrigierte Matrix-Darstellung vom Speicher 52 darzustellen, während eine genaue Version ermittelt wird Das zuerst dargestellte Bild kann dann auf .leuesten Stand, gebracht oder durch das korrigierte Bild, sobald dieses verfügbar ist, ersetzt werden.

Die beschriebene Korrektur ist für Härtefehler vorgesehen, die durch dichtes Material wie z. B. Knochen eingeführt werden, jedoch sei bemerkt, daß auch geringere Fehler durch Bereiche mittlerer Dichte eingeführt werden. Solche kleineren Fehler können ignoriert werden, jedoch können sie im Bedarfsfall ebenso wie der Knochen durch entsprechende Korreturfaktoren korrigiert werden. Eine erwünschte Arbeitsweise besteht in der Verwendung eines mittleren Absorptionswertes als Bezugswert, um einerseits eine Korrektur Werten zuzuführen, die über ein vorgegebenes Maß hinaus oberhalb dieses Pegels liegen, und eine entgegengesetzte Korrektur Werten zuzuführen, die um ein gleiches Maß unterhalb des Pegels liegen. Dies bedeutet, daß den Werten, die eine Absorption darstellen, die beträchtlich kleiner als Körpergewebe ist, eine negative Korrektur zugeführt wird.

Eine Möglichkeit hierfür ist in F i g. 5 gezeigt, die eine Abänderung eines Teils der Schaltung von F i g. 4 darstellt Die Schwelle 54 erzeugt am Ausgang 60 Werte oberhalb des vorgegebenen Pegels und am Ausgang 61 Werte unterhalb eines niedrigeren Pegels. Ggfs. kann ein einziger mittlerer Schwellwertpegel verwendet werden. Die Werte unterhalb des Pegels, die Luftbereiche im Körper darstellen, werden in der Schaltung 62 durch einen Faktor geteilt, um ihre Signifikanz im Vergleich zu den hohen Korrekturen für Knochen zu verringern. Der Faktor kann empirisch bestimmt werden, jedoch ist sein typischer Wert 100. Die Werte werden ferner in einer Schaltung 63 summiert, um Strahlwegdaten mit geringer Absorption zu erzeugen, die ebenfalls den Schaltungen 57 zugeführt werden, in denen ihre entsprechenden Korrekturfaktoren bestimmt werden. Die Korrekturen für die Strahlwegdaten für die niedrige Absorption haben ein entgegengesetztes Vorzeichen wie die Daten für die hohe Absorption, jedoch werden sie im übrigen in der gleichen Weise verwendet

Bei einigen Ausführungsformen, z. B. bei dem in der DE-OS 24 42 009 beschriebenen Gerät ist es bekannt, in den Weg der Röntgenstrahlen sattelförmige Absorptionsglieder einzufügen. In F i g. 1 ist ein solches Absorptionsglied 60 dargestellt Das sattelförmige Glied, das entweder auf beiden Seiten oder nur auf einer Seite des Körpers angeordnet werden kann, dient dazu, die als Folge des etwa kreisförmigen Querschnittes des Körpers unterschiedlich langen Wege zu korrigieren.

ίο Die Glieder 60 führen jedoch ebenfalls im Hinblick auf das Material aus dem sie bestehen, vorzugsweise Aluminium, zu Änderungen in der Härte der Strahlung. Ein Verfahren zur Kompensation der durch diese Glieder eingeführten Fehler ist in der DE-OS 25 25 270 beschrieben. Eine solche Korrektur wird vorzugsweise mit den Korrekturen der vorliegenden Erfindung kombiniert, indem im Speicher 54 zusätzliche, für das Glied 60 errechnete Faktoren gespeichert und dann mit den Körpergewebe-Fehlerfaktoren zugeführt werden. Vorzugsweise werden die Korrekturen für die Glieder 60 den gemessenen Absorptionswerten zugeführt, nachdem sie hinsichtlich Körpergewebe-Härtfehlern korrigiert worden sind.

Da die für das Glied 60 errechneten Korrekturen schon vorher berechnet werden können, ist es von Vorteil, sie mit den Körpergewebe-Fehlerfaktoren, die im Speicher 56 gespeichert sind, zu kombinieren. Mit anderen Worten wird jedem Strahldatenwegsignal von 55 (oder 63) ein Korrekturfaktor nicht nur auf der Basis seiner Amplitude zugeordnet, sondern auch auf der Basis der Position, an der es das Glied 60 geschnitten hat, und zwar dargestellt durch seinen Abstand von der Mitte und daher durch die Dicke des Materials, durch das es gelaufen ist

Bei Auslösung eines Strahlwegdatensignals vom Speicher 52 zeigt der Strahlwegdatenspeicher 53 dem Speicher 56 ebenfalls an — was durch die gestrichelte Linie angedeutet ist — welche Orientierung der nächste Strahl hat Der Orientierung, die vorgegeben wird, wenn das Gerät eingerichtet wird, ist eine bestimmte Gruppe von Härte-Faktoren für einen Strahl in dieser Position zugeordnet Einer von diesen wird dann für das jeweilige Datensignal auf der Basis seiner Amplitude ausgewählt Wie zuvor erwähnt und wie in der DE-OS 25 25 270 beschrieben, ist es zweckmäßig, die einzelnen Faktoren durch Messung unter Verwendung eines Phantomkörpers zu bestimmen.

Es sei bemerkt, daß Härtefehler nicht die einzigen Ursachen sind, die in die gemessenen Werte Fehler einführen. Es ist bekannt, daß die Strahlung von absorbierenden Bereichen des Körpers gestreut wird, so daß nicht alle Daten, die der Detektor 27 erfaßt auf einem direkten Weg 26 von der Quelle 25 Verläufen sind. In der Praxis ist die Streuung für einen Körper mit halbwegs gleichmäßiger Absorption ebenfalls gleichmäßig, und bei jeder Detektorposition erfolgt ein etwa gleicher Eingang an Streustrahlung, so daß in der endgültigen Darstellung nur ein kleiner Fehler auftritt Bereiche mit hoher Absorption, wie z. B. Knochen, stören dieses allgemeine Gleichgewicht, weil sie den Detektor abschirmen und den Streueingang unter seinen Mittelwert verringern. Als Folge davon ergibt sich eine Änderung, die ähnlich wie die vom Härtefehler erzeugte Änderung ist, und es kann in der gleichen Weise eine Korrektur erfolgen. Es ist notwendig, einen durchschnittlichen Streupegel zu berechnen oder zu messen und — wenn man die Absorption von Knochen annähernd in jedem Weg 26 kennt — den zugehörigen Absorptionswert durch einen

Si? /Ht

9

Faktor richtigzustellen, der dem Verlust an Streustrah- Abtastvorrichtung beschrieben, jedoch ist die Fehlerlung Rechnung trägt korrektur unabhängig von der Art der Abtastung, durch

Die Erfindung wurde zwar anhand einer bestimmten die die Daten gewonnen werden.

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

Claims (3)

Patentansprüche:

1. Computer-Tomograph zur Rekonstruktion eines Transversalschichtbildes eines Patienten mit einer aus einer Röntgenquelle und einer Detektoranordnung bestehenden Meßanordnung, die den Patienten aus verschiedenen Richtungen abtastet und Absorptionswerte für zahlreiche Strahlenwege einem Meßwertspeicher zuführt, aus denen das Transversalschichtbild mit der Datenverarbietungsschaltung rekonstruiert und nach Maßgabe eines Adressenspeichers in einem Matrixspeicher gespeichert wird, dadurch gekennzeichnet, daß der Adressenspeicher (53) die jeweils einzelnen Strahlenwege entsprechenden Elemente des Matrixspeichers ausliest und einer Schwellwertschaltung (54) zuführt, welche den Absorptionswert jedes Elements mit einem Schwellwertpegel vergleicht,

daß der Schwellwertschaltung eine Summierungsschaltung (55) nachgeschaltet ist, die diejenigen Absorptionswerte summiert, die den Schwellwertpegel überschreiten, und

daß der Summierungsschaltung eine Schaltung (57) zur Bestimmung des Härtefaktors nachgeschaltet ist, welche in Abhängigkeit vom Summenwert aus einem Härtefaktorspeicher (56) einen Härtefaktor ausliest, der die Speicherelemente für den entsprechenden Strahlenweg korrigiert

2. Computer-Tomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltung (57) zur Bestimmung des Härtefaktors die Ausgangswerte dem Meßwertspeicher zur Korrektur der Absorptionsmeßwerte für die Strahlenwege zuführt, wobei mit den korrigierten Meßwerten erneut ein Bild rekonstruiert wird.

3. Computer-Tomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Schaltung (57) zur Bestimmung des Härtefaktors ein weiterer Matrixspeicher (58) nachgeschaltet ist, dem von dem ersten Matrixspeicher (52) der Reihe nach die Absorptionsmeßwerte für die Elemente eines Strahlenweges zugeführt und nach Korrektur durch die Härtefaktoren gespeichert werden.