DE2737566A1

DE2737566A1 - Medizinisches geraet zur untersuchung eines koerpers mittels durchdringender strahlung

Info

Publication number: DE2737566A1
Application number: DE19772737566
Authority: DE
Inventors: Stephen Ronald Bates; Godfrey Newbold Hounsfield; Brian Herbert Lill; Colin Charles Oliver
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1976-08-17
Filing date: 1977-08-17
Publication date: 1978-02-23
Also published as: FR2361859B1; DE2737566C2; NL183805B; FR2361859A1; GB1584954A; JPS5330892A; US4172978A; NL7709117A; JPS5533340B2; NL183805C

Description

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Medizinisches Gerät zur Untersuchung eines Körpers mittels durchdringender Strahlung

Die Erfindung betrifft ein medizinisches Gerät zur Untersuchung eines Körpers mittels durchdringender Strahlung, mit Mitteln zur Festlegung des Körpers in einer vorgegebenen Position, mit einer Röntgenstrahlenquelle zur Aussendung von Strahlung durch eine Querschnittsscheibe des sich in dieser Position befindenen Körpers des Patienten, mit Mitteln zur winkelmäßigen Bewegung der Röntgenstrahlenquelle um den Körper, um diesen aus zahlreichen unterschiedlichen Winkelstellungen zu bestrahlen, mit Detektormitteln zur Feststellung der aus dem Körper in jeder Winkelstellung entlang zahlreicher linearer Wege austretenden Strahlung, wobei die Detektormittel aus mehreren Detektoren bestehen, die Ausgangssignale erzeugen, die ein Maß für die festgestellte Strahlung sind, und mit Datenverarbeitungsmitteln, um aus den Ausgangssignalen ein variables Kennzeichen in bezug auf die Strahlung an zahlreichen über der Querschnittsscheibe verteilten Stellen zu ermitteln.

Derartige Geräte werden in einem Bereich der Radiographie eingesetzt, der unter der Bezeichnung "computerisierte axiale Tomographie" bekannt geworden ist.

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Ein bekanntes Gerät dieser Art ist in der DT-AS 1 941 4 beschrieben, bei dem ein dünner Strahl den interessierenden Bereich des Körpers entlang zahlreicher Wege durchquert, wobei die Menge der aus dem Körper entlang jedes Weges austretenden Strahlung gemessen wird. Elektrische Signale, die ein Maß für die Menge der gemessenen Strahlung sind, werden einer Datenverarbeitung unterworfen, um eine Darstellung der Absorptionsverteilung in der Querschnittsscheibe zu gewinnen. In der erwähnten Patentanmeldung sind Abtastvorrichtungen zur Gewinnung der Absorptionsdaten sowie eine Technik zur Verarbeitung der gewonnenen Daten für die Erzeugung der Darstellung beschrieben.

In den DT-Patentanmeldungen P 24 27 418, P 24 4 2 009, P 25 51 322 und P 26 48 503 sind Abtastvorrichtungen beschrieben, und in der DT-Patentanmeldung P 24 2O 5OO ist ein anderes Verfahren zur Verarbeitung der gemessenen Signale angegeben.

Die vorliegende Erfindung befaßt sich vorzugsweise mit einem Gerät gemäß der oben bezeichneten Patentanmeldung. Bei dem in dieser Patentanmeldung beschriebenen Gerät erzeugt die Rontgenstrahlenrohre ein ebenes, fächerförmiges Strahlungsfeld, das einen öffnungswinkel von etwa 40° aufweist, so daß es den wesentlichen Teil des zu untersuchenden Körpers erfaßt. Die Strahlungsquelle wird durch ein mechanisches Antriebssystem um den Körper um eine Achse gedreht, die den Strahlungsfächer schneidet, und zahlreiche Detektoren, die vorzugsweise mit der Strahlungsquelle umlaufen, empfangen die von dem Körper austretende Strahlung. Die Rontgenstrahlenrohre ermöglicht eine wiederholte Ablenkung des Elektronenstrahls auf der Röntgenstrahlen aussendenden Anode, wobei die Ablenkbewegung mit einer beträchtlich höheren Rate erfolgt als die Rate der Drehung der Quelle und der Detektoren um den Körper. Hierdurch können Gruppen von Absorptions-

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Signalen, die sich auf die Absorption der Strahlung in weitgehend parallelen Strahlenwegen durch den Körper beziehen, trotz der Drehbewegung angesammelt werden, und darüber hinaus ergibt sich hierbei - was für eine aus zahlreichen Detektoren bestehende Anordnung wichtig ist - die Möglichkeit, Empfindlichkeitsunterschiede zwischen den Detektoren zu berücksichtigen.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein medizinisches Gerät der eingangs beschriebenen Art zu verbessern.

Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß Mittel zum Vergleich von von einem ersten und einem zweiten Detektor abgeleiteten Ausgangssignalen vorgesehen sind, die sich auf etwa denselben Strahlenweg beziehen, um ein Vergleichssignal zu erhalten, das ein Maß für die Unterschiede in der Arbeitsweise der Detektoren ist, daß Mittel zur Bildung eines Durchschnitts von dem Vergleichssignal und anderen von denselben beiden Detektoren aus anderen Strahlenwegen gewonnenen Vergleichssignalen vorgesehen sind, um ein Durchschnitts-Vergleichssignal zu erhalten, und daß Mittel vorgesehen sind, um mittels des Durchschnitts-Vergleichssignals die Wirkung von Unterschieden in der Arbeitsweise auf die Genauigkeit der Ermittlung des variablen Kennzeichens zu vermindern.

Vorzugsweise besteht die Röntgenstrahlenquelle aus einer Röntgenröhre mit länglicher Anode, an der ein Elektronenstrahl während der Drehbewegung wiederholt abgelenkt wird, wobei die Ablenkung so ausgelegt ist, daß wenigstens ein Teil der Strahlung während der winkelmäßigen Bewegung außerhalb des Körpers verläuft. Vorzugsweise sind Bezugsschwächungsmittel vorgesehen, die während Bezugszeiten die Erzeugung von Bezugssignalen

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erlauben, die ein Maß für die Gesamtarbeitsweise der Abtastvorrichtung sind.

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

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Abtastvorrichtung mit Strahlablenkung, wie sie in der DT-Patentanmeldung P 25 52 322 beschrieben ist,

Fig. 2 eine Rontgenstrahlenquelle und zugehörige Schaltungen und

Fig. 3 den Verlauf einiger Strahlenwege, die von der in Fig. 1 dargestellten Abstastvorrichtung erzeugt werden.

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Ein zu untersuchender, im Querschnitt dargestellter Körper 1 ruht auf einem ebenfalls im Querschnitt dargestellten Bett 2. Zwischen dem Körper 1 und dem Bett 2 ist ein Material 3 angeordnet, das für die Strahlung eine etwa gleiche Absorption aufweist wie Körpergewebe, um Luft aus dem Zwischenraum zu verdrängen, und dieses Material erstreckt sich teilweise um den Körper, um für die Strahlung einen etwa kreisförmigen Querschnitt zu schaffen. Der Körper wird durch einen Haltegurt 4 fest in der gewünschten Lage gehalten. Ggfs. kann auch ein steiferer Haltering verwendet werden, beispielsweise ein zweiteiliger Ring wie er in der DT-OS 2 427 418 beschrieben ist.

Das Bett 2 und der Körper 1 werden in eine Ausnehmung 5 in einem Drehtisch 6 eingeführt, so daß ein gewünschter Teil des Körpers in der Ausnehmung zentriert wird. Der Drehtisch dreht sich um eine Achse 7, die in Längsrichtung des Körpers und senkrecht zur Papierebene durch die Mitte der Ausnehmung 5 verläuft. Der Drehtisch ist auf drei Zahnrädern 8a, b, c gelagert, die mit nicht dargestellten Zähnen im Umfang des Drehtisches 6 zusammenwirken. Die Zahnräder 8 sind drehbar in einem Hauptrahmen 8d des Gerätes gelagert, der so ausgebildet ist, daß er die Drehung ermöglicht. Das Zahnrad 8a wird von einem Synchron-Motor 9 angetrieben, der ebenfalls auf dem Hauptrahmen gelagert ist.

Auf dem Drehtisch 6 ist eine Röntgenstrahlenquelle 10 sowie eine Bank mit Detektoren 11 und zugeordneten Kollimatoren 12 angeordnet. Die Detektoren, von denen vorzugsweise vierhundert Stück vorgesehen sind, bestehen beispielsweise aus Szintillationskristallen mit zugeordneten Fotovervielfachern oder Fotodioden.

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Die Röntgenstrahlenquelle 10 enthält eine längliche Anode 13, die nachfolgend noch näher erläutert wird, und erzeugt einen Röntgenstrahlungsfächer 14, der von einem Punkt ausgeht, wobei der Ausgangspunkt durch elektronische Mittel von der Position 14a zur Position 14b verlagert werden kann. Die Verlagerung der Punktquelle auf der Anode 13 liegt in der Größenordnung von 5 cm, jedoch kann die Verlagerung ggfs. auch größer oder kleiner sein. Die Längsachsen der Kollimatoren verlaufen durch die Mitte der Anode 13, und die Achsen weisen voneinander einen Winkelabstand von 1/6° auf.

Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel befindet sich die Röntgenstrahlenquelle 10 in einem Abstand von etwa 40 cm von der Achse 7, während die Detektoren 11 auf der gegenüberliegenden Seite einen Abstand von 80 cm zur Mittelachse 7 aufweisen, so daß die Detektoren den Strahlungsfächer 14 bei jeder Position der Punktquelle während ihrer lateralen Abtastbewegung entlang der Anode 13 erfassen. Die Detektoren und die Quelle liegen vorzugsweise auf einem Kreisbogen, der bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel nicht konzentrisch zur Achse 7 verläuft. Die Kollimatoren 12 sind so bemessen, daß sie einen Durchtritt der Strahlung erlauben, jedoch den Empfang von Streustrahlung soweit wie praktisch möglich verhindern. Obwohl bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel der Abstand zwischen der Strahlungsquelle 10 und der Achse 7 halb so groß ist wie der Abstand zwischen den Detektoren 11 und der Achse 7, ist diese Beziehung nicht kritisch und wird in der Praxis an die jeweiligen Anforderungen angepaßt. Beispielsweise betragen diese Abstände 60 cm bzw. 1OO cm. Die Quelle und die Detektoren können von der Achse aber auch den gleichen Abstand oder irgendeinen anderen Abstand aufweisen.

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Wenn man im Augenblick die erwähnte Drehbewegung außer Acht läßt, ist die Anordnung so getroffen, daß der Ursprung der Punktquelle der Röntgenstrahlen eine stetige Ablenkbewegung auf der Anode 13 von der Position 14a zur Position 14b ausführt und dann rasch zum Ausgangspunkt zurückkehrt, bevor eine erneute Ablenkbewegung erfolgt. Während einer solchen Ablenkbewegung erzeugt jeder Detektor der Gruppe 11 einen Ausgang, der ein Maß für die Intensität der empfangenen Strahlung ist. Diese Ausgangssignale werden in Verstärkern 15 verstärkt und dann Integratoren 16 zugeführt. Dort werden die Ausgangssignale über Zeiträume integriert, die von einer Reihe von Impulsen von Impulsformschaltungen 17 bestimmt sind. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist der Takt der Impulse so bemessen, daß während einer lateralen Ablenkbewegung des Röntgenstrahlenfächers von der Position 14a zur Position 14b fünfzig Integrationsperioden vorhanden sind. Somit mißt jeder Detektor fünfzig schmale Strahlen, die von fünfzig einen gleichmäßigen Abstand voneinander aufweisenden Positionen der Anode 13 ausgehen.

Nachfolgend wird unter der Bezeichnung "Strahl" ein Strahl verstanden, der auf einen Detektor auftrifft und mit der Quelle und den Detektoren eine Ablenkbewegung erfährt. Dementsprechend wird der Weg durch den Körper, der durch einen Strahl bestrahlt wird und in bezug auf den Körper fest ist , als "Strahlenweg" bezeichnet. Die Strahlenwege haben natürlich eine Breite, die wenigstens teilweise durch die Integrationsintervalle bestimmt ist, und sie haben eine Form, die durch die Geometrie der Ablenkbewegungen in diesen Intervallen gegeben ist. Aus Anschaulichkeitsgründen kann jedoch angenommen werden, daß sie aus Linien bestehen, die tatsächlich ihre Mittellinien bilden. Die die Begrenzungen des Strahlenfächers 14 in der Zeichnung darstel-

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lenden Linien sind tatsächlich die Mittellinien der äußeren Strahlen des Fächers. Signale, die die Intensität der entlang dieser Wege empfangenen Strahlung darstellen, werden in Umsetzern 18 in digitale Form und in Umsetzern 19 in logarithmische Form umgesetzt, und sie erscheinen dann am Ausgang 20 für die weitere Verarbeitung. Es sei bemerkt, daß ein Verstärker 15, ein Integrator 16, ein Analog/Digital-Umsetzer 18 und ein logarithmischer Umsetzer 19 für jeden Detektor vorgesehen ist, und daß alle diese Elemente synchronisiert betrieben werden. Bei der Verarbeitung werden beispielsweise die Signale in Gruppen sortiert, die die Absorption von parallelen Strahlenwegen darstellen, so daß sie in der nachfolgend noch beschriebenen Weise beispielsweise gemäß dem in der DT-OS 2 420 500 beschriebenen Verfahren verarbeitet werden, um die gewünschte Darstellung zu erzeugen. Die Schaltungen 15 bis 19 sind von bekanntem Aufbau.

Um die erfindungsgemäße Wirkung zu erzielen, erzeugt der Motor 9 eine kontinuierliche Bewegung des Drehtisches 6 und der darauf befestigten Ausrüstung im Uhrzeigersinn um die Achse 7 und damit um den Körper 1 des Patienten auf dem Bett 2, was durch den Pfeil angedeutet ist. Die Drehbewegung und die laterale Ablenkbewegung des Röntgenstrahlenfächers 14 müssen sich in einer vorgegebenen Beziehung befinden, um das gewünschte Ergebnis zu erreichen. Der Synchronmotor 9 wird von einer Stromquelle 21 durch eine periodische Sinus-Spannung angetrieben und stabilisiert sich nach einer gewissen Zeitperiode zum Synchronismus mit der Sinus-Spannung. Es sei bemerkt, daß im Lastzustand die Bewegung des Motors 9 der Phase der Sinusspannung nacheiltjist dies jedoch unter der Voraussetzung unbedeutend, daß die Last sich nicht ändert und damit die Phasennacheilung konstant ist. Die Sinus-Spannung von der Stromquelle 21 wird einem Ablenkgenerator 28 (Fig. 2) zugeführt, wo eine periodische Sägezahnspan-

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nung erzeugt wird, um die Abtastbewegung der Quelle 10 zu bewirken, und ferner erfolgt die Zuführung zur Impulsformschaltung 17, die die Spannung in Rechteck-Impulse der gleichen Phase umsetzt und daraus eine Reihe von Impulsen erzeugt, die in genauer Phasenbeziehung zu der Sinus-Spannung stehen, um die Integratoren 16 in der zuvor beschriebenen Weise zu lesen 'und zurückzustellen. Die Impulsformschaltung 17 arbeitet in üblicher Weise. Der Rücklauf des Sägezahns erfolgt während ausgewählter Gruppen von Rückstellperioden der Integratoren.

Die Röntgenstrahlenquelle 10 ist in Fig. 2 in größeren Einzelheiten dargestellt, und es ist ersichtlich, daß die Röntgenstrahlenquelle eine Elektronenkanone 22 enthält, die durch eine nicht dargestellte Quelle mit Strom versorgt wird, und die einen Elektronenstrahl 23 erzeugt, der auf eine Anode 13 trifft, um den Röntgenstrahlenfächer 14 zu erzeugen. In Fig. 2 erstreckt sich die Anode 13 senkrecht zur Papierebene, so daß der Röntgenstrahlenfächer 14 ebenfalls senkrecht zur Papierebene verläuft. Ein Kollimator 24 dient dazu, um die Röntgenstrahlen auf die gestrichelt dargestellte Ebene 25 des Fächers zu begrenzen, und bei dieser Ebene handelt es sich um die Querschnittsebene des zu untersuchenden Körpers 1. Die Elektronenkanone und die Anode sind in einer evakuierten Hülle 26 untergebracht, die einen Halsabschnitt aufweist, um den Ablenkspulen 27 angeordnet sind. Im Betrieb wird nach einer vorgegebenen Zeit (in der der Motor seine Soll-Geschwindigkeit erreicht) nach Einschaltung der Stromquelle 21 durch einen Schalter 21s in Fig. 1 der Ablenkgenerator 28 durch ein verzögertes Signal von der Stromquelle 21 eingeschaltet. Dieses Signal schaltet außerdem die Elektronenkanone 22 ein. Die Sägezahnspannung vom Generator 28 bewirkt eine Ablenkung des Auftreffpunktes des Elektronenstrahls 23 auf der Anode 13 vom einen Ende in eine Richtung senkrecht zur

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Papierebene, um die in Fig. 1 dargestellte Ablenkung der Röntgenstrahlenpunktquelle zu erzeugen. Zwar ist ein bleistiftförmiger Elektronenstrahl dargestellt, jedoch kann auch ein bandförmiger Strahl in Verbindung mit einer entsprechenden Form der Anode 13 verwendet werden. Die Anode 13 wird in üblicher Weise mit Öl gekühlt. In Fig. 2 sind zwar Ablenkspulen dargestellt, jedoch können statt dessen auch Ablenkplatten verwendet werden. Auch kann die Quelle 10 in beliebiger Weise ausgebildet sein, um eine Ablenkung des Röntgenstrahlenfächers 14 bewirken zu können. Es können auch andere Mittel zur Ablenkung des Röntgenstrahlenfächers eingesetzt werden.

Wie zuvor erwähnt wurde, erzeugt der Ablenkgenerator in üblicher Weise eine Sägezahnspannung, die in Phase mit der Sinus-Spannung ist, die von der Stromquelle 21 erzeugt wird, und hierdurch wird die erwünschte Beziehung zwischen der lateralen Ablenkbewegung und der umlaufenden Bewegung sichergestellt. Die genaue Beziehung ist durch den Zahntrieb des Motors 9 bestimmt, der den Drehtisch 6 bei jedem Zyklus der Sinus-Spannung um einen vorgegebenen Winkel dreht. Da die Sinus-Spannung ferner den Impulsformschaltungen 17 zugeführt wird, verbleiben die Integrationszeiten in der erwünschten Beziehung mit der Ablenkung des Röntgenstrahlenfächers 14, um die erwünschten Strahlenwege zu erzeugen.

Es wurde bereits erwähnt, daß eine Datenverarbeitung gemäß der DT-OS 2 420 5OO erfolgen kann, bei der insbesondere Daten verarbeitet werden, die sich auf die Absorption entlang zahlreicher Gruppen von parallelen Strahlenwegen in der Ebene der Untersuchung beziehen. Die Art, in der die vorliegende Er-

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findung solche Daten trotz der kontinuierlichen Umlaufbewegung zur Verfügung stellt, wird nachfolgend anhand von Fig. 3
erläutert.

Hierbei werden für gleiche Teile wie in Fig. 1 gleiche Bezugszeichen verwendet, und es ist ersichtlich, daß die Anode und der mittlere Detektor der Detektoranordnung 11 um die Achse entlang der Kreisbogen 29 bzw. 30 umlaufen. Der Durchmesser des Kreises 30 ist zweimal so groß wie der Durchmesser des Kreises 29. Die Position, die der Körper 1 des Patienten einnimmt, liegt natürlich vollständig innerhalb des Kreises 29. Bei einer Ausgangsposition der Quelle 13 und der Detektoren 11 in bezug auf den Körper ist angenommen, daß die Anode 13 auf dem Kreis 29
innerhalb der Grenzen liegt, die durch die beiden Kreuze S„ und S_R (vorderes und hinteres Ende der Quelle) in bezug auf die
Richtung der Drehung um die Achse 7 liegt, wobei die Drehung
bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel im Uhrzeigersinn erfolgt. Die entsprechende Position der Bank mit den Detektoren
11 ist durch die Kreuze D₁ und D bezeichnet, wobei diese Indices den ersten und letzten Detektor in der Bank in bezug auf die im Uhrzeigersinn erfolgende Drehung bezeichnen. Es sei bemerkt, daß die Detektoren D₁ und D nicht auf dem Kreis 30 liegen, weil der letztere nur der Ort des mittleren Detektors der Gruppe 11 ist. Die Detektorgruppe ist auf einer Krümmung angeordnet, deren Radius der Mittelwert der Radien der Kreise 29
und 30 ist. Die Anode 13 ist in gleicher Weise gekrümmt, jedoch ist wegen ihrer geringen Länge die Abweichung von der
Krümmung des Kreises 29 in der Zeichnung nicht erkennbar.

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Es ist angenommen, daß der Elektronenstrahl der Röntgenröhre voll nach rechts abgelenkt ist, so daß die Strahlung vom Punkt S_ ausgesendet wird und ein Strahlungsfächer, der durch die Linien 31 und 32 begrenzt ist, auf die Detektorbank 11 trifft, wobei die Linien 31 und 32 die Verbindung vom Punkt s_F zu den Detektoren D₁ und D darstellen. Die Linie 31 wird da-

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bei als ein erster Strahlenweg einer Gruppe von parallelen Strahlenwegen betrachtet, die von dem Gerät untersucht werden sollen. Die anderen Detektoren der Bank untersuchen jeweils Strahlenwege von anderen parallelen Gruppen.

Es ist nun angenommen, daß die Quelle 13 und die Detektorgruppe sich gleichförmig um die Achse 7 drehen. Dabei wird der Elektronenstrahl der Röhre auf der Anode periodisch in entgegengesetzter Richtung zur Bewegung der Quelle in der zuvor beschriebenen Weise abgelenkt. Die Anordnung ist dabei so getroffen, daß bei einem von der Anode 13 in bezug auf die Achse 7 eingenommenen Winkel 3 θ und nach einer Drehbewegung der Anode um θ in die durch die Kreise S_, und S_n, gekennzeichnete Position

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der Elektronenstrahl zum linken Ende der Anode gewandert ist, d.h. zu S_R1.Während sich die Quelle um den Winkel θ bewegt hat, haben sich natürlich auch die Detektoren in gleichem Maße bewegt, so daß sie die Position einnehmen, die durch die Kreise D₁, und D_nI begrenzt ist. Zu diesem Zeitpunkt verläuft eine die Positionen S_RI und D₁, verbindende Linie 33 parallel zu der die Punkte S_p und D₁ verbindenden Linie 31. Hieraus ist ersichtlich, daß während der Bewegung der Quelle und der Detektoren um einen ersten Winkel θ um die Achse 7 der erste Detektor (bei der Bewegung von D₁ zu D₁,) Ausgangssignale erzeugt, die sich auf mehrere (z.B. fünfzig) parallele Strahlenwege zwischen den Linien 31 und 33 einschließlich der entlang dieser Linien verlaufenden Strahlen-

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wege beziehen. Die Zahl der Strahlenwege ist - wie oben erläutert wurde - durch die Zahl der Integrationsintervalle bestimmt, die während der Zeit anfallen, in der die Drehung um θ° erfolgt.

Anschließend erfolgt der rasche Rücklauf des Elektronenstrahls zum rechten Ende der Anode 13, und der Einfachheit halber ist angenommen, daß der Rücklauf augenblicklich erfolgt, so daß die Position der Quelle von S_, zu S„, wandert, ohne daß sich die Quelle und die Detektoren nennenswert um die Achse 7 drehen. In dieser durch die gestrichelte Linie 34 angedeuteten Position ist die den ersten Detektor an der Position D., mit der Quelle an der Position S„, verbindende Linie nicht mehr parallel

zu den Linien 31 und 33. Somit erzeugt der erste Detektor nunmehr Ausgangssignale, die sich auf eine andere Gruppe von Strahlenwegen beziehen. Jedoch empfängt dann ein anderer Detektor in der Bank 11, nämlich der T-te Detektor, der sich dann an der mit einem Kreis D_T, gekennzeichneten Stelle befindet, Strahlung von der Quelle an der Position S_pt entlang einer Linie 35, die parallel zu den Linien 31 und 33 verläuft. Während der Bewegung der Quelle und der Detektoren um einen zweiten Winkel θ um die Achse zu der durch die Rechtecke Sp „ und S₁, gekennzeichneten Stelle und der entsprechenden Ablenkung des Elektronenstrahls der Röhre vom einen zum anderen Ende der Anode erzeugt somit der T-te Detektor Ausgangssignale, die sich auf weitere Wege der Gruppe beziehen, die zuvor von dem ersten Detektor untersucht wurden.

Wie man sieht, nimmt der T-te Detektor am Ende der zweiten Winkelbewegung um den Winkel θ die durch das Quadrat Dl„ markierte Position ein (die Positionen, die zu dieser Zeit der erste und letzte Detektor einnehmen, sind durch die Quadrate D₁„ und D_n„ gekennzeichnet). Die Position der Quelle zu diesem Zeitpunkt ist durch ein Rechteck S_,„ markiert, und man sieht, daß eine Linie 36, die S_n und D „ verbindet, parallel zu den Linien

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31, 33 und 35 verläuft. Somit befinden sich die von dem T-ten
Detektor während der zweiten Drehbewegung um den Winkel θ untersuchten Strahlenwege zwischen den Linien 35 und 36 unter Einschluß dieser Linien.

Wie man sieht, ist eine beträchtliche Überlappung
zwischen dem durch die Linien 31 und 33 begrenzten Bereich und dem durch die Linien 35 und 36 begrenzten Bereich vorhanden. Dies ist wichtig, weil es hierdurch möglich ist, die Arbeitsweise des ersten und des T-ten Detektors in bezug auf im Uberlappungsbereich auftretende Strahlenwege zu vergleichen, wenn die beiden Detektoren etwa die gleichen Ausgangssignale erzeugen sollten. Natürlich leisten bei weiterer Drehung weitere Detektoren einen Beitrag zu Ausgangssignalen, die sich auf dieselbe parallele
Gruppe von Strahlenwegen beziehen, und ein Uberlappungsbereich tritt bei jedem Wechsel von einem Detektor zum anderen auf, so daß die Wirkungsweise der Detektoren auf die Wirkungsweise des ersten Detektors durch aufeinanderfolgenden Vergleich normiert werden kann.

Natürlich erzeugen andere Detektoren der Gruppe 11 zur gleichen Zeit Ausgangssignale, die sich auf Strahlenwege in anderen parallelen Gruppen beziehen, und nach einerGesamtdrehung von etwa 220° (d.h. 180° plus dem Winkel, den die Detektorgruppe in bezug auf den Mittelpunkt der Anode 11 einnimmt - im vorliegenden Beispiel 40°) ist eine große Zahl von Gruppen paralleler Strahlenwege, die üoer den Körper 1 verteilt sind untersucht worden·, wobei jede Gruppe einen bestimmten Winkel zum Körper in der Ebene der Untersuchung einnimmt und die Gruppen über 180° verteilt sind.

Aus Fig. 3 ist ersichtlich, daß der Körper 1 vorzugsweise so in bezug auf die Strahlungsquelle und die Detektoren

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angeordnet ist, daß wenigstens einige Male während der Untersuchung einer oder mehrere Detektoren (z.B. der n-te Detektor) Strahlung von der Quelle empfangen, die nicht den Körper durchquert hat. Die Linie 32 stellt beispielsweise einen solchen Fall dar. In Ausgestaltung der Erfindung ist ein in geeigneter Weise geformtes Schwächungsglied 37(beispielsweise aus Kohlenstoff) so angeordnet, daß es Strahlung entlang beispielsweise des Weges 32 empfängt und die Strahlung um ein Maß schwächt, das gleich der mittleren Schwächung ist, die die Strahlung beim Durchqueren des Körpers erfährt. Hierdurch kann ein Bezugssignal gewonnen werden, das jeweils die absolute Wirksamkeit des jeweiligen Detektors (im vorliegenden Fall des η-ten Detektors) angibt.

In Fig. 3 ist ein solches Schwächungsglied 37 dargestellt, das so geformt ist, daß es die unterschiedlichen Weglängen kompensiert, auf denen die Strahlung den Körper bei den verschiedenen lateralen Positionen durchläuft. Das Schwächungsglied kann jedoch auch aus nur zwei Teilen außerhalb des vom Körper eingenommenen Bereiches bestehen. Das Schwächungsglied 37 läuft mit der Quelle 13 um die Achse 7 um. In weiterer Verfeinerung der Anordnung ist auf dem Schwächungsglied eine Lampe 38 und vor dem jeweiligen Detektor eine Fotozelle 39 angebracht, wobei sowohl die Lampe 18 als auch der Detektor 39 außerhalb der Ebene der Strahlung liegen und anzeigen, wenn sich der Körper des Patienten in den Weg der Strahlung hineinbewegt und die Bezugssignale für den Gebrauch ungeeignet macht. Solange eine direkte Sichtlinie zwischen der Lampe 38 und der Fotozelle 38 vorhanden ist, können die gewonnenen Bezugssignale verwendet werden.

Der Null-Pegel und das Maß der Phosphoreszenz in den Detektoren kann durch Unterbrechung der Strahlung während der erwähnten Rücklaufperioden geprüft werden. Um eine Vorstellung

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der zeitlichen Abläufe zu geben sei bemerkt, daß eine vollständige kreisförmige Bewegung um den Körper in einer Sekunde durchgeführt wird, wobei die Länge der Ablenkung auf der Anode 13 5 cm,die Ablenkfrequenz des Elektronenstrahls etwa 200 Hz oder 400 Hz beträgt, wenn die Länge der Ablenkung 2,5 cm beträgt. Die Rücklaufperiode beträgt ein Zehntel der vorherigen Ablenkzeit. Das Maß der Überlappung zwischen beispielsweise den Linien 31 und 36 wird somit aufgrund der für den Rücklauf benötigten Zeit verringert. Die Röntgenstrahlung kann während des Rücklaufes durch Abschaltung des Elektronenstrahls der Röhre oder durch Ablenkung des Elektronenstrahls von der Anode fort auf eine absorbierende, keine Röntgenstrahlen aussendende Platte oder eine andere Elektrode unterbrochen werden.

Unter gewissen Umständen kann es vorkommen, daß der Vergleich zwischen zwei Detektoren (z.B. des ersten und des T-ten Detektors) im Bereich der Überlappung an einem bestimmten Winkel etwa zwischen den Linien 31 und 36 durch das Vorhandensein einer scharfen Knochenkante oder einer anderen Diskontinuität im Körper verfälscht wird, wenn die entsprechenden Wege für die beiden Detektoren, die identisch sein sollten, gerade beiderseits der Kante liegen oder irgendeine andere Diskontinuität auftritt. Dies Problem kann beseitigt werden, indem gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung der Durchschnitt der Vergleiche zwischen zwei Detektoren gebildet wird, die von mehreren parallelen Gruppen gewonnen werden. Beispielsweise würde der Vergleich, der vom ersten und vom T-ten Detektor im Bereich zwischen den Linien 31 und 36 gewonnen würde, nicht allein verwendet werden, sondern erst nach Durchschnittsbildung mit entsprechenden Vergleichswerten von anderen Winkeln, z.B. parallel zur Linie 34.

In der Praxis kann eine Gruppe von parallelen, seitlich über den Körper verteilten Strahlenwegen von insgesamt

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zwölf Detektoren gewonnen werden.

Die miteinander verglichenen Strahlenwege müssen nicht parallel sein oder einander voll überlappen. Vorausgesetzt, daß unterschiedliche Detektoren durch den Körper entlang gleicher Strahlenwege verlaufende Strahlung empfange^ können ausreichend genaue Vergleiche gemacht werden, insbesondere, wenn man berücksichtigt, daß individuelle Vergleiche nicht isoliert zur Normierung der Detektor-Betriebseigenschaften verwendet werden. Vielmehr wird die Normierung der Detektorarbeitsweise auf der Basis des Durchschnittes mehrerer einzelner Vergleiche durchgeführt. Die einzelnen Vergleiche können wie bei dem oben beschriebenen Beispiel auf Wege mit unterschiedlichen Winkeln im Körper bezogen werden, oder sie können sich auf parallele Wege beziehen, wie auf die Wege im Bereich zwischen den Linien 31 und 36 in Fig. 3. Wie erwähnt wurde, brauchen die für die individuellen Vergleiche verwendeten Strahlenwege sich nicht voll zu überlappen.

Es sei bemerkt, daß die individuellen Vergleiche für jeden Strahlenweg ermittelt werden können und dann der durchschnittliche Vergleichswert dadurch erzeugt wird, daß die indiviudellen Vergleiche addiert und durch die Zahl der Vergleiche geteilt wird. Statt dessen können natürlich auch die Werte für die einzelnen Strahlenwege getrennt für die beiden betroffenen Detektoren summiert und dann der Vergleich als Differenz zwischen den beiden Summen ermittelt werden.

Es sei besonders hervorgehoben, daß die bestimmte Beziehung zwischen der Ablenkung des Elektronenstrahls der Röhre 10 und der Drehung des Drehtisches 6 mit seinem Zubehör in bezug auf die Erfindung von keiner Bedeutung ist. Die Beziehung kann so sein, daß benachbarte Strahlen nach der Lehre der oben erwähnten DT-Patentanmeldung P 26 48 503 nicht parallel verlaufen.

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Außerdem ist es nicht erforderlich, daß der Detektorvergleich und die Durchschnittsbildung über den gesamten untersuchten Bereich erfolgen. Es genügt beispielsweise, dies nur für den mittleren Teil des Körpers zu tun.

Wie zuvor erwähnt wurde, kann die Detektoranordnung 11 aus zahlreichen Detektoren bestehen. Bei einer praktischen Ausführungsform mit einem Strahlungsfächer von 40° werden 400 Detektoren verwendet. Die Auflösung aller Detektoren muß nicht gleich sein, jedoch werden vorzugsweise 240 Detektoren mit hoher Auflösung in einem mittleren, 20° umfassenden Bereich des Fächers vorgesehen, und weitere 120 Detektoren erfassen die 10° zu beiden Seiten des mittleren Bereiches. Zwanzig Detektoren mit geringer Auflösung werden beiderseits des Fächers außerhalb von diesen Detektoren für Bezugszwecke angeordnet.

Unter diesen Umständen ist es zu begrüssen, daß die von benachbarten Detektoren untersuchten Strahlenwege sich nicht stark voneinander unterscheiden, insbesondere, wenn berücksichtigt wird, daß zumindest für die Detektoren mit hoher Auflösung die Zahl der Integrationsintervalle pro laterale Strahlablenkperiode auf über 1OO erhöht werden kann. Um somit die Menge der zu verarbeitenden Informationen zu vermindern, kann es zweckmäßig sein, Ausgangssignale von benachbarten Detektoren, die sich auf Strahlenwege mit eng benachbartem Winkel beziehen, die sich in einem mittleren Bereich des Körpers schneiden, zu kombinieren. Dies kann beispielsweise mittels eines Gerätes erfolgen, das in der DT-Patentanmeldung P 26 11 706 beschrieben ist. Durch die Kombination von Ausgangssignalen werden Signale erzeugt, die sich auf Strahlenwege beziehen, die "tailliert" sind, d.h. die in der Mitte des Körpers 1 schmaler sind als an den Rändern.

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Bei der Kombination der Ausgangssignale benachbarter Detektoren ist bisher angenommen worden, daß kombinierte Signale sich auf Strahlenwege beziehen, die gegeneinander geneigt sind, aber einen im wesentlichen konstanten senkrechten Abstand von der Drehachse (7 in Fig. 1) besitzen. Dies muß nicht der Fall sein, und unter gewissen Umständen können sich die kombinierten Signale auch auf Strahlenwege beziehen, die nicht nur gegeneinander geneigt sind sondern auch einen unterschiedlichen senkrechten Abstand von der Achse 7 aufweisen. Dies kann erfolgen, um eine geeignete Verminderung für den Abtaster entweder in allen Teilen des Fächers oder in einigen ausgewählten Bereichen auszuwählen, und erreicht wird dies durch geeignete Takt- und Verzögerungsoperationen .

Bei der bisherigen Beschreibung wurde davon ausgegangen, daß der untersuchte Bereich des Körpers ein weitgehend ebener Bereich ist, der senkrecht zur Drehachse der Abtastvorrichtung verläuft. Ggfs. kann das Gerät aber auch zur Untersuchung geneigter Querschnittsscheiben oder volumetrischer Bereiche davon verwendet werden.

Um die Bestrahlung des Patienten zu vermindern und Streustrahlung zu verringern, ist es möglich, entweder in der Quelle oder in den Detektoren oder in beiden Kollimatoren zu verwenden, oder eine oder mehrere Platten, die parallel zur Strahlungsebene verlaufen (wie in der DT-Patentanmeldung P 26 54 540 beschrieben) .

Anstatt die Taktimpulse entsprechend Fig. 1 abzuleiten, kann es unter Umständen zweckmäßig sein, eine am Drehtisch 6 angebrachte Stricheinteilung zu verwenden, die mit diesem rotiert

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und an einer Fotozellen/Detektoreinheit bekannter Art vorbeiläuft. In diesem Falle kann der Antrieb für den Drehtisch 6 und dessen Zubehör vereinfacht werden und beispielsweise aus einem von einem Elektromotor angetriebenen Riemen bestehen, der um einen am Drehtisch 6 angebrachten ringförmigen Flansch herumläuft.

Bs / dm

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-an-

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Claims

EIKENBERG & BRÜMMERSTEDT

PATENTANWÄLTE IN HANNOVER

Patentansprüche :

ί 1.j Medizinisches Gerät zur Untersuchung eines Körpers mittels durchdringender Strahlung, mit Mitteln zur Festlegung des Körpers in einer vorgegebenen Position, mit einer Röntgenstrahlenquelle zur Aussendung von Strahlung durch eine Querschnittsscheibe des sich in dieser Position befindenden Körpers des Patienten, mit Mitteln zur winkelmäßigen Bewegung der Röntgenstrahlenquelle um den Körper, um diesen aus zahlreichen unterschiedlichen Winkelstellungen zu bestrahlen, mit Detektormitteln zur Feststellung der aus dem Körper in jeder Winkelstellung entlang zahlreicher linearer Wege austretenden Strahlung, wobei die Detektormittel aus mehreren Detektoren bestehen, die Ausgangssignale erzeugen, die ein Maß für die festgestellte Strahlung sind, und mit Datenverarbeitungsmitteln, um aus den Ausgangssignalen ein variables Kennzeichen in bezug auf die Strahlung an zahlreichen, über der Querschnittsscheibe verteilten Stellen zu ermitteln, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zum Vergleich von von einem ersten und einem zweiten Detektor abgeleiteten Ausgangssignalen vorgesehen sind, die sich auf etwa denselben Strahlenweg beziehen, um ein Verqleichssignal zu erhalten, das ein Maß für die Unterschiede in der Arbeitsweise der Detektoren ist, daß Mittel zur Bildung eines Durchschnitts von dem Vergleichssignal und anderen von denselben beiden Detektoren für andere Strahlenwege gewonnenen Vergleichssignalen vorgesehen sind, um ein Durchschnitts-Vergleichssignal zu erhalten, und daß Mittel

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vorgesehen sind, um mittels des Durchschnitts-Vergleichssignals die Wirkung von Unterschieden in der Arbeitsweise auf die Genauigkeit der Ermittlung des variablen Kennzeichens zu vermindern.
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlenquelle aus einer Röntgenröhre mit länglicher Anode, Mitteln zur Erzeugung eines Elektronenstrahls und Mitteln zur wiederholten Ablenkung des Elektronenstrahls auf der Anode während der winkelmäßigen Bewegung besteht.
3. Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlenquelle mit den Ablenkmitteln und die Detektoranordnung auf einem Drehtisch angeordnet sind und um eine den Körper des Patienten schneidende Achse drehbar sind, die so angeordnet ist, daß die Röntgenstrahlenquelle und die Detektoren bei der winkelmäßigen Bewegung einen unterschiedlichen Abstand von der Drehachse aufweisen.
4. Gerät nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Ablenkung des Elektronenstrahls so ausgelegt ist, daß wenigstens ein Teil der Strahlung während Bezugszeiten bei der winkelmäßigen Bewegung außerhalb des Körpers verläuft.
5. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß Bezugsschwächungsmittel vor gesehen sind, die während der Bezugszeiten bestrahlt werden, damit wenigstens einer der Detektoren Bezugssignale erzeugen kann.
6. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß eine Lichtquelle und ein Fotodetektor vorgesehen sind, wobei eines dieser Elemente neben den Bezugsschwächungsmitteln und das andere

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neben wenigstens einem Detektor angeordnet ist, um eine Sichtlinie zu erzeugen, die bei Unterbrechung die Bezugssignale als ungeeignet zurückweist.
7. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Datenverarbeitungsmittel Schaltungen enthalten, um die Ausgangssignale oder davon abgeleitete Signale einem Konvolutionsverfahren zu unterziehen.
8. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlung eine fächerförmige Verteilung aufweist.

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