DE2830832A1

DE2830832A1 - Radiographisches geraet

Info

Publication number: DE2830832A1
Application number: DE19782830832
Authority: DE
Inventors: Christopher Archibald Go Lemay
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1977-07-12
Filing date: 1978-07-11
Publication date: 1979-01-25
Also published as: JPS5419693A; FR2397179A1; JPS5543770B2; FR2397179B1; DE2830832C2; GB1576286A

Description

Radiographisches Gerät

Die Erfindung betrifft ein radiographisches Gerät mit ' einer Strahlunsgquelle, die in Richtung auf den Patienten ein sich in einer Dimension fächerförmig erstreckendes Strahlungsfeld aussendet, das wenigstens einen wesentlichen Teil des Körpers in der genannten Dimension erfaßt, mit Abtastmitteln zur Erzeugung einer Abtastbewegung der Strahlungsquelle um den Körper, so daß durch diesen Strahlung aus zahlreichen verschiedenen Richtungen verläuft, mit Detektormitteln zur Feststellung der aus dem Körper entlang einer Gruppe von in bezug aufeinander divergierenden, im wesentlichen linearen Wegen bei jeder der Richtungen austretenden Strahlung und zur Erzeugung entsprechender Gruppen elektrischer Signale, die ein Maß für die Strahlungsmenge sind, die aus dem Körper entlang der Gruppe von Wegen austreten, und mit Verarbeitungsmitteln zur Verarbeitung der den Gruppen von Wegen entsprechenden Signalen zur Erzeugung einer Darstellung der Änderung der Absorption der Strahlung über einer Querschnittsscheibe des Körpers.

Derartige Geräte sind auf dem Gebiet der Radiographie in der Fachwelt inzwischen unter der Bezeichnung Computer-Tomo-.graphie-Geräte bekannt geworden.

I ·

j Die Computer-Tomographie ermöglicht die Ermittlung des jAbsorptionskoeffizienten eines jeden von zahlreichen, über einer JQuerschnittsscheibe des Körpers verteilten elementaren Bereichen in bezug auf durch den Körper verlaufende durchdringende Strahlung. Ein Gerät zur Durchführung der Computer-Tomographie ist in

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der DT-AS 1 941 433 beschrieben.

Nachdem die Bedeutung der Computer-Tomographie als diagnostisches Mittel erkannt wurde, sind zahlreiche Anstrengungen unternommen worden, auf welche Weise die Bereitstellung der für die erwähnte Ermittlung benötigten Daten beschleunigt werden kann. In gleichem Maße war man ferner bestrebt, die Geschwindigkeit zu erhöhen, mit der die gewonnenen Daten verarbeitet werden, um die gewünschte Ermittlung bewirken zu können.

Eine, beträchtliche Erhöhung hinsichtlich der Bereitstellung der Daten konnte bereits durch das in der GB-PS 1 430 989 beschriebene Verfahren erreicht werden, bei dem ein Strahlungsfächer ausreichender Spreizung zur Erfassung der zu untersuchenden Querschnittsscheibe des Körpers durch den Körper geschickt wird und auf eine Detektorgruppe fällt, die eine solche Ausdehnung aufweist, daß sie den Strahlungsfächer erfaßt. In diesem Falle werden die Strahlungsquelle und die Detektoren synchron um die Querschnittsscheibe des Körpers gedreht, wobei die Detektorausgänge periodisch aufgetastet werden, um die Ableitung von Daten zu ermöglichen, die ein Maß für die Mengen der Strahlung sind, die aus der Körperscheibe entlang zahlreicher linearer Wege austreten. Eine andere Technik zur schnellen Datenerfassung ist in der DT-OS 2 709 600 beschrieben, in der die Detektorgruppe nicht nur ausreicht, um den Strahlungsfächer zu erfassen, sondern bei der sie sich um die Körperscheibe über einen Winkel von wenigstens 180° erstreckt. Die Detektoren können dann stationär bleiben, während allein die Quelle um die Körperscheibe umläuft. Diese Anordnung ist natürlich hinsichtlich der Detektoren und der zugehörigen Schaltungen aufwendig, jedoch hat sie gewisse Vorteile gegenüber Anordnungen, bei denen die Quelle und die Detektoren um den Körper umlaufen.

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Die schnellste Verarbeitungstechnik ist in der DT-OS 2 420 500 beschrieben, denn dort werden die Daten nach einem Konvolutionsverfahren verarbeitet.

Es ist natürlich erwünscht, die schnelle Datenverarbeitung gemäß der GB-PS 1 43O O89 oder gemäß der DT-OS 2 709 600 in Verbindung mit dem Konvolutionsverfahren zu verwenden, das in der DT-OS 2 420 500 beschrieben ist. Diese Verarbeitungstechnik wird jedoch für Daten verwendet, die sich auf Gruppen von parallelen, durch die Körperscheibe verlaufenden Strahlenwegen bezieht.

Es ist bekannt, daß die Daten, die bei einer fächerförmigen Verteilung der Strahlen abgeleitet werden, vor der Konvolutionsverarbeitung in Gruppen von parallelen Strahlenwegen sortiert werden können. Eine solche Sortierung ist beispielsweise in der DT-OS 2 503 980 beschrieben. Es hat sich jedoch'gezeigt, daß hierbei die Wege jeder parallelen Gruppe einen ungleichmäßigen Abstand aufweisen, wenn keine Gegenmaßnahmen ergriffen werden. In der DT-OS 2 721 712 ist beschrieben, daß durch die Nichtgleichmäßigkeit des Abstandes erzeugte Fehler durch Verwendung geeigneter Multiplikationsfaktoren berücksichtigt werden können, die durch Untersuchung eines Phantomkörpers mit bekannten Absorptionseigenschaften erzeugt werden. Es ist jedoch erwünscht, dieses Sortierverfahren zu vermeiden und die Konvolution unmittelbar auf Daten anzuwenden, die sich auf divergierende Strahlen innerhalb eines Fächers beziehen, und hierfür sind auch einige komplizierte mathematische Verfahren angegeben worden. Hinsichtlich derartiger mathematischer Verfahren wird auf die folgenden Veröffentlichungen verwiesen:

1. "Reconstruction from Divergeant Ray Data"

von A.V. Lakshminarayanan (Technical Report

Nr. 92) State University of New York at Buffalo,

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Department of Computer Science,
Januar 1975.

2. "Tomographie Reconstruction from Fan Beam

Geometry using Radon's Integration Method"
von John W. Beattie (I.E.E.E. Transactions
on Nuclear Science, Vol. N.S.-22, Februar 1975,
Seiten 359 - 363).

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, bei einer fächerförmigen Verteilung des Strahlungsfeldes eine
Verarbeitung nach dem Konvolutionsverfahren vornehmen zu können, ohne daß eine Sortierung in Gruppen von parallelen Strahlenwegen oder komplizierte mathematische Verfahren erforderlich sind.

Die gestellte Aufgabe wird für ein radiographisches Gerät der eingangs genannten Art gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß die Verarbeitungsmittel Mittel zur Kombination jedes Ausgangssignals mit gewichteten Komponenten anderer Ausgangssignale derselben Gruppe in angemessenem Verhältnis zu parallelen Strahlenwegen enthalten, daß Kompensationsmittel vorgesehen sind, die
einen Speicher mit Kompensationsfaktoren enthalten, die jeweils
auf einen entsprechenden Bereich der Querschnittsscheibe anwendbar sind und während eines vorhergehenden Betriebsablaufes des
Gerätes mit einem Körper bekannter Absorptionseigenschaften ermittelt wurden, und mit Mitteln zur Kombination der ermittelten
Absorptionswerte für einen Körper, der unbekannte Absorptionseigenschaften aufweist, mit entsprechenden Kompensationsfaktoren
vor der Erzeugung der Darstellung.

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

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In der Zeichnung bedeuten:

Fig. 1 eine Ansicht eines erfindungs-

gemäßen radiographischen Gerätes mit einem zugehörigen Blockschaltbild zur Verarbeitung der erzeugten Signale, und

Fig. 2 ein Flußdiagramm zur Veranschau

lichung einer Möglichkeit für die Realisierung der Erfindung.

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Fig. 1 zeigt eine Röntgenstrahlenquelle, beispielsweise eine Röntgenröhre 1 mit rotierender Anode, die auf einem mit einer Ausnehmung 4 versehenen Drehtisch 2 angeordnet ist, der sich mittels eines nicht dargestellten Lagers in bezug auf den ortsfesten Hauptrahmen 3 dreht- Die Ausnehmung 4 im Drehtisch 2 ist so bemessen, daß der Körper eines menschlichen Patienten in Rückenoder Bauchlage auf einem länglichen Tisch 5 untergebracht werden kann- Der Tisch 5 ruht auf dem Hauptrahmen 3, der auf dem Boden des Gebäudes steht, in dem sich das Gerät befindet, jedoch ist die Lagerung des Tisches in der Zeichnung nicht dargestellt. Es ist ferner eine Scheibe 6 dargestellt, die gleichmäßige oder zumindest bekannte Absorptionseigenschaften aufweist und anstelle des menschlichen Patienten aus einem nachfolgend noch näher erläuterten Grunde in der Ausnehmung 4 angeordnet werden kann. Die Scheibe 6 wird nachfolgend in der für derartige Vorrichtungen üblichen Weise als "Phantom" bezeichnet.

An der der Quelle 1 gegenüberliegenden Seite der Ausnehmung 4 ist auf dem Drehtisch 2 eine Gruppe 7 von strahlungsempfindlichen Detektoren angeordnet. Diese Detektoren sind bei dem '

' dargestellten Beispiel nebeneinander angeordnet und erstrecken _; : sich über die gesamte Breite des von der Röntgenröhre 1 erzeugten ; Strahlenfächers 8. Die Detektoren bestehen vorzugsweise aus ;

j Szintillatorkristallen, z.B. aus Natriumjodid oder Zäsiumjodidkristallen, die optisch mit entsprechenden Vorrichtungen zur Umsetzung sichtbarer Strahlung in elektrische Signale gekuppelt sind. Diese Umsetzer können beispielsweise aus Fotovervielfacherröhren oder Halbleiter-Fotodioden bestehen. In jedem Falle erzeugt jeder Detektor elektrische Ausgangssignale, die ein Maß für die Menge der empfangenen Strahlung sind.

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Der Drehtisch wird durch nicht dargestellte Mittel um die durch die Ausnehmung 4 definierte Patienten-Position gedreht, so daß die Röntgenröhre 1 einem gekrümmten Weg um die Patienten-Position folgt, wobei der Körper aus zahlreichen unterschiedlichen Richtungen bestrahlt wird. Die von den Detektoren erzeugten Ausgangssignale werden durch eine Integrations- und Rückstellschaltung aufgeteilt, was im einzelnen noch nachfolgend näher erläutert wird, so daß jedes Ausgangssignal die Strahlungsmenge darstellt, die durch die Patientenposition zu einem Detektor entlang eines etwa linearen Strahlenweges verläuft. Die Integration und die Rückstellung erfolgt sehr häufig während der Drehung des Drehtisches um die Patientenposition, und die der Detektorgruppe zugeordneten Integratoren werden synchron zurückgestellt, so daß bei jeder Rückstellung die Detektorgruppe insgesamt eine Gruppe von Ausgangssignalen erzeugt (eine für jeden Detektor), die sich auf eine Gruppe von divergierenden Strahlenwegen bezieht, die innerhalb des Strahlenfächers 8 verlaufen. Die Wirkung ist also so, als ob der Drehtisch 2 bei einer Reihe von Winkelpositionen angehalten wird und während des Anhaltens des Drehtisches Ausgangssignale gewonnen werden.

Da jedes Ausgangssignal sich auf einen im wesentlichen 'linearen Strahlenweg durch die Patientenposition beziehen muß, darf es nicht durch Strahlung verfälscht werden, die aufgrund von .Streuung innerhalb eines in der Ausnehmung angebrachten Körpers den Detektor über andere Wege erreicht. Aus diesem Grunde ist zwischen jedem Detektor und der Röntgenröhre ein entsprechender 'Kollimator angeordnet, und eine Gruppe 9 solcher Kollimatoren ist ^: in Fig. 1 dargestellt. Auch der Röntgenröhre ist ein Kollimator

ι zugeordnet, der sicherstellt, daß die Strahlung die gewünschte :fächerförmige Verteilung annimmt, und dieser Kollimator 10 ent-

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hält vorzugsweise eine Strahlaufteilungs-Anordnung, wie sie in dem DE-GM 7 637 786 beschrieben ist, um eine Spreizring der Strahlung in Richtung senkrecht zur Ebene des Fächers zu verringern.

Der Fortschritt der Drehung des Drehtisches 2 um den Körper des Patienten muß überwacht werden, und daher ist auf dem Drehtisch 2 eine Stricheinteilung 11 aus reflektierenden oder durchlässigen, einen gleichmäßigen Winkelabstand voneinander aufweisenden Markierungen vorgesehen, die in bekannter TJeise mit einer aus einer Fotozelle und einer Lichtquelle bestehenden Einheit 12 zusammenwirken, die auf dem Hauptrahmen 3 gelagert ist und elektrische Taktsignale erzeugt, die ein Maß für die Bewegung des Drehtisches sind.

Die von der Einheit 12 abgeleiteten Taktsignale werden einer Haupttaktschaltung 13 zugeführt, die die Arbeitsweise von zahlreichen, nachfolgend beschriebenen Schaltungskomponenten steuert.

In Fig. 1 ist ein Anschluß 14r dargestellt, der dem r-ten Detektor der Gruppe 7 zugeordnet ist, und es sei bemerkt, daß jeder Detektor der Gruppe 7 einen eigenen Ausgangssignalanschluß aufweist, und daß jeder dieser Anschlüsse mit einer Vorverarbeitungsschaltung wie z.B. 15r in Verbindung steht, die in Reihenschaltung einen Verstärker 16r, eine Integrationsschaltung 17r , einen Analog/Digital-Umsetzer 18r und einen logarithmischen Umsetzer 19r enthält. Es sei nochmals hervorgehoben, daß die Integrationsschaltungen wie z.B. die Schaltung 17r die Aufspaltung der Ausgangssignale von den entsprechenden Detektoren bewirken, und daß die Rückstellung der Integrationsschaltungen in Abhängigkeit

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von Signalen erfolgt, die von der Haupttaktschaltung 13 unter der Einwirkung der von der Einheit 12 gegebenen Taktsignale erzeugt werden.

Alle Vorverarbeitungsschaltungen 15 speisen eine Haupt-Konvolutionsverarbeitungsschaltung 20, die beliebig ausgebildet sein kann, jedoch vorzugsweise entsprechend der DE-OS 24 2O 500 ausgebildet ist. Die Verarbeitungsschaltung 20 erzeugt in bekannter Weise Werte, die jeweils einer großen Zahl von elementaren Bereichen einer Querschnittsscheibe eines in der Patientenposition angeordneten Körpers entsprechen und ein Maß für die Absorption der von der Röntgenröhre 1 in diesen Bereichen erzeugten Strahlung sind. Die für diese Bereiche durch die Schaltung 20 erzeugten Werte werden entsprechenden Speicherstellen eines Speichers 21 zugeführt. Der Speicher 21 weist wenigstens so viele Speicherstellen auf, wie elementare Bereiche vorhanden sind.

Aufeinanderfolgende Gruppen von AusgangsSignalen von der Detektorgruppe 7 werden nach ihrer Erzeugung der Verarbeitungsschaltung 20 zugeführt, und obwohl - wie oben erwähnt sich jede Gruppe von AusgangsSignalen auf eine Gruppe von divergierenden Strahlenwegen durch die Patientenposition bezieht, wird die Verarbeitung bewirkt, als ob sich die Gruppe auf parallele Strahlenwege bezieht, die mit einem geeigneten Abstand durch die Patientenpostition verlaufen. In der Praxis wird bei der Verarbeitung jedes Ausgangssignal einer Gruppe dadurch modifiziert, daß mit diesem in einem negativen Sinne unterschiedlich gewichtete Komponenten der anderen Ausgangssignale derselben Gruppe kombiniert werden. Die Wichtung erfolgt dabei gemäß einem Gesetz oder gemäß einer Funktion, das bzw. die monoton verläuft und in der Amplitude mit zunehmenden Abstand des das zu wichtende Ausgangssignal

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erzeugenden Strahlenweges von dem das zu modifizierende Äusgangssignal erzeugenden Strahlenweg abnimmt. Das vollständige Verfahren ist in der erwähnten DE-OS 24 20 500 beschrieben.

'. Komponenten der modifizierten Ausgangssignale für jeden

Weg werden dann auf die Speicherstellen des Speichers 21 entsprechend den Elementarbereichen verte.ilt, die tatsächlich von dem _| jeweiligen Strahlenweg geschnitten werden. Dabei wird bekannter- _: weise die Tatsache berücksichtigt, daß die Strahlenwege die einzelnen Elementarbereiche in unterschiedlichem Ausmaß schneiden.

Es sei bemerkt, daß jeder Elementarbereich von einer großen Anzahl von Strahlenwegen geschnitten wird und somit bei Zuführung aufeinanderfolgender Gruppen von AusgangsSignalen zur Schaltung 20 sich die Werte an den Speicherstellen des Speichers 21 ansammeln und sich allmählich an die tatsächlichen Absorptionswerte der Elementarbereiche annähern. Da jedoch - wie oben erwähnt - die Konvolutionsschaltung 2O arbeitet, als ob jede Gruppe von AusgangsSignalen sich auf eine Gruppe von parallelen Strahlenwegen bezieht und nicht auf die divergierenden Strahlenwege, die tatsächlich erzeugt werden (obwohl wie erwähnt die Verteilung der Signalkomponenten zum Speicher 21 - von der Fachwelt auch als ' "Rückprojektion" bezeichnet - entsprechend den tatsächlich divergierenden Strahlenwegen erfolgt), enthalten die schließlich ermittelten Absorptionswerte für die Elementarbereiche gewisse ι Fehler.

Bei diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung' werden diese Fehler dadurch beseitigt oder zumindest verringert, daß ι

ι eine Reihe von Multiplikationsfaktoren erzeugt wird, und zwar einer für jeden Elementarbereich. Diese Multiplikationsfaktoren werden dadurch abgeleitet, daß das Gerät durch einen Schalter 22

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in einen Eichbetrieb gebracht wird/ bei dem sich in der Patientenposition das Phantom 6 befindet. Beim Eichbetrieb arbeitet das Gerät genau wie in der zuvor beschriebenen Weise, jedoch wird nach Vollendung des Konvolutionsprozesses, wenn der Speicher 21 die besten Annäherungen zu den Absorptionswerten der Elementarbereiche enthält, ein Vergleich der Absorptionswerte von Elementarbereich zu Elementarbereich mit den tatsächlichen Absorptionswerten durchgeführt, die für die entsprechenden Elementarbereiche des Phantoms bekannt sind.

Dieser Vergleich kann automatisch bewirkt werden, indem gemäß der Zeichnung ein Speicher 23'vorgesehen ist, der dem Speicher 21 gleicht, wobei der Speicher 23 die genauen und bekannten Absorptionswerte für jeden Elementarbereich enthält. Es werden gleichzeitig Werte für jeweils einen Elementarbereich von den beiden Speichern 23 und 21 abgeleitet und der frühere Wert durch den letzteren in einer Divisionsschaltung 24 geteilt, um einen Multiplikationsfaktor für diesen Elementarbereich zu gewinnen, der der entsprechenden Speicherstelle eines Multiplikationsfaktorspeichers 25 zugeführt wird, der ebenfalls für jeden Elementarbereich eine Speicherstelle besitzt. Multiplikationsfaktoren für alle Elementarbereiche werden der Reihe nach in,der gleichen Weise gewonnen, und es sei bemerkt, daß jeder Multiplikationsfaktor so dimensioniert ist, daß er bei Multiplikation mit dem ermittelten Absorptionswert für einen Elementarbereich, der im Speicher 21 gespeichert ist, den korrekten Absorptionswert für den im Speicher 23 gespeicherten Elementarbereich erzeugt.

Beim Betrieb des Gerätes mit dem Körper eines Patienten j in der Patientenposition werden die im Speicher 21 gespeicherten ; Werte in einer Multiplikationsschaltung 26 mit den entsprechenden \

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Multiplikationsfaktoren multipliziert, und jeder korrigierte Elementarbereichwert wird dann in den Speicher 21 an der Speicherstelle eingegeben, die zuvor durch den nicht korrigierten Wert für denselben Elementarbereich besetzt war. Nachdem diese Korrektur für alle Elementarbereiche bewirkt worden ist, wird der Speicher 21 an eine Video-Anzeigeeinheit angeschlossen, die die zuvor erwähnte sichtbare Darstellung der Absorptionswerte, die in dem Speicher 21 eingespeichert sind, erzeugt. Die Video-Anzeigeeinheit kann eine aufwendige Einheit sein, die aus einer Kathodenstrahlröhre zur Anzeige mit fotografischen Möglichkeiten, aus einer nummerischen Druckvorrichtung oder einer anderen Anzeigevorrichtung besteht. Gegebenenfalls können auch Einstellmittel zur Einstellung der Fensterbreite (d. h. des Dynamikbereiches) und des Fensterpegels (Einstellung des Mittenwertes des Bereiches) vorgesehen werden. Derartige Regelvorrichtungen sind bekannt.

Bisher wurde noch keine Aussage darüber gemacht, in welchem Ausmaß sich der Drehtisch 2 dreht. Es ergeben sich bestimmte Vorteile, wenn die Drehung über 360° erfolgt, so daß die Patientenposition entlang von Gruppen von Strahlenwegen bestrahlt wird, die symmetrisch in bezug auf den Körper verteilt

• sind. Gegebenenfalls kann die Drehung aber auch geringer sein (z. B. 180 )₍ vorausgesetzt daß einige Restfehler toleriert

. werden können, die darauf beruhen, daß (aufgrund der divergierenden Natur der Strahlenwege in jeder Gruppe) die Auflösung an

; einer Seite der Patientenposition (wo die Wege dichter nebenein-

: anderliegen) größer ist als an der anderen Seite der Patienten-

■ position. Bei einer Drehung um 360° tritt dieses Problem nicht

• auf.

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Der Spreizwinkel des. Strahlenfächers 8 beträgt vorzugsweise 30° oder mehr, und pro Grad" sind etwa 9 Detektoren vorgesehen. Natürlich brauchen die Detektoren nicht mit der Quelle umzulaufen, und in diesem Falle wird eine große Zahl von Detektoren in einen Kreis um die Patientenpositxon angeordnet. Da sich im letzteren Fall die Strahlenquelle relativ zu den Detektoren dreht, trifft auf jeden Detektor der Reihe nach eine Anzahl von geneigten Strahlenwegen. Diese Strahlenwege schneiden einander natürlich und sind über einen Winkel verteilt, der durch den Spreizwinkel der von der Quelle erzeugten Röntgenstrahlen bestimmt ist. In diesem Falle ist es möglich, die Daten in Form von von der Quelle ausgehenden Fächern (wie in der oben beschriebenen Weise) oder in Form von Fächern zu verarbeiten, von denen angenommen wird, daß sie von den Detektoren ausgehen, obwohl sie tatsächlich dort enden.

Die Praxis hat gezeigt, daß zahlreiche Multiplikationsfaktoren gleich oder annähernd gleich sind und daher die Anzahl ■ der Speicherstellen, die in dem Multiplikationsfaktorspeicher . benötigt werden, wesentlich kleiner sein kann als die Zahl der ; elementaren Bereiche.

Anstatt einer Korrektur auf der Basis von Elementarbereich zu Elementarbereich nach Ermittlung der Absorptionswerte \ kann die Korrektur auch während der oben-erwähnten Stufe der Rückprojektion bewirkt werden.

Fig. 2 zeigt ein schematisches Flußdiagraitim, aus dem die. Arbeitsweise eines Ausführungsbeispiels der Erfindung hervorgeht j

und ohne nähere Erläuterung verständlich ist. '

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Da die Multiplikation der ermittelten Elementarbereichwerte durch die zugehörigen Multiplikationsfaktoren bei wenigstens einem Ausführungsbeispiel der Erfindung in einer späteren Stufe der Verarbeitung erfolgt, ergibt sich, daß die Korrektur nicht nur die Fehler berücksichtigt, die dadurch entstehen, daß sich auf divergierende Strahlenwege beziehende Daten verarbeitet werden, als ob sie parallel seien, sondern es werden auch andere unveränderliche Fehlerquellen innerhalb des Gerätes korrigiert. Beispiele solcher anderer Fehlerquellen sind Härteschwankungen über der Verteilung der von der Quelle 1 erzeugten Strahlung und Härteschwankungen, die von Schwächungsgliedern herrühren, die zwischen der Quelle und der Patientenposition und gegebenenfalls auch zwischen der Patientenposition und der Detektoranordnung angeordnet werden, um die Absorption zu vergleichmäßigen, die die Strahlung über der gesamten Verteilung erfährt, obwohl die Länge der einzelnen Strahlenwege durch die Patientenposition unterschiedlich ist.

Es sei bemerkt, daß die Absorptionswerte für die einzelnen Elementarbereiche in jedem Falle von einem vorgewählten Datenpegel gemessen werden. Dieser Datenpegel ist vorzugsweise für alle verwendeten oder während des Betriebes des Gerätes abgeleiteten Elementarbereich-Absorptionswerte wie auch für das Konvolutionsverfahren gleich.

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Leerseite

Claims

EIKENBERG & BRÜMMERSTEDT

PATENTANWÄLTE IN HANNOVER

EMI Limited 100/518

Patentansprüche

Radiographisches Gerät mit einer Strahlungsquelle, die in Richtung auf den'Patienten ein sich in einer Dimension fächerförmig erstreckendes Strahlungsfeld aussendet, das wenigstens einen wesentlichen Teil des Körpers in der genannten Dimension erfaßt, mit Abtastmitteln zur Erzeugung einer Abtastbewegung der Strahlungsquelle um den Körper, so daß durch diesen Strahlung aus zahlreichen verschiedenen Richtungen verläuft, mit Detektormitteln zur Feststellung der aus dem Körper entlang einer Gruppe von in bezug aufeinander divergierenden, im wesentlichen linearen Wegen bei jeder der Richtungen austretenden Strahlung und zur Erzeugung entsprechender Gruppen elektrischer Signale, die ein Maß für die Strahlungsmenge sind, die aus dem Körper entlang der Gruppe von Wegen austreten, und mit Verärbeitungsmitteln zur Verarbeitung der den Gruppen von Wegen entsprechenden Signale zur Erze'ugung einer Darstellung der Änderung der Absorption der Strahlung über eii>er Querschnittsscheibe des Körpers, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungsmittel Mittel zur Kombination jedes Ausgangssignals mit gewichteten Komponenten anderer Ausgangssignale derselben Gruppe in angemessenem Verhältnis zu parallelen Strahlenwegen enthalten, daß Kompensationsmittel vorgesehen sind, die einen Speicher mit Kompensationsfaktoren enthalten, die jeweils auf

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einen entsprechenden Bereich der Querschnittsscheibe anwendbar sind und während eines vorhergehenden Betriebsablaufes des Gerätes mit einem Körper bekannter Absorptionseigenschaften ermittelt wurden, und mit Mitteln zur Kombination der ermittelten Absorptionswerte für einen Körper, der unbekannte Absorptionseigenschaften aufweist, mit entsprechenden Kompensationsfaktoren vor der Erzeugung der Darstellung.
2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Abtastmittel so ausgebildet sind, daß sie die Quelle über einen Winkel von 360° um den Körper bewegen.
3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2_r dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungsmittel so*ausgebildet sind, daß die elektrischen Signale eine Konvolutionsverarbeitung erfahren.
4. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombinationsmittel eine Divisionsschaltung zum Empfang der ermittelten Absorptionswerte für den Körper mit bekannten Absorptionseigenschaften und der entsprechenden bekannten Absorptionswerte enthält und die Kompensationsfaktoren erzeugt .

-Beschreibung-

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