DE2836224C2

DE2836224C2 - Computer-Tomograph

Info

Publication number: DE2836224C2
Application number: DE2836224A
Authority: DE
Inventors: Godfrey Newbold Winthorpe Newark Nottinghamshire Hounsfield; Richard Miller London Waltham
Original assignee: EMI Ltd
Current assignee: EMI Ltd
Priority date: 1977-08-18
Filing date: 1978-08-17
Publication date: 1984-09-27
Also published as: JPS5445589A; JPS6154411B2; SE7808725L; CA1104727A; NL187045B; NL187045C; SE431284B; BE869831A; HK42782A; NL7808580A; DE2836224A1; FR2400350B1; MY8300142A; FR2400350A1; SG34882G; US4178511A

Description

Die Erfindung betrifft einen Computer-Tomographen, bei dem eine Röntgcnquelle und eine Gruppe Von Detektoren jeweils an einander gegenüberliegenden Seiten eines zu untersuchenden Körpers und um diesen drehbar so angeordnet sind, dal} Strahlung aus zahlreichen Richtungen (.lurch eine QuersehniitsM-heibe des Körpers von der Rönij:eiK|iielle ai den Detektoren ausgesendet werden kann, bei dein weiterhin Mittel vor>»csehen sind, um eine wiederholte Verschiebebewegung des Röntgenstrahlenursprungs in bezug auf die Detektorgnjppc zu bewirken, und bei dem ferner eine Schaltung vorgesehen ist, um von jedem Detektor bei jedem Zyklus der wiederholten Verschiebebewegung des Röntgenstrahlenursprungs Ausgangssignale abzuleiten, die sich auf eine entsprechende Gruppe von gegeneinander geneigten, durch den Körper verlaufenden Strahlenwcgen beziehen, wobei die Vorrichtungen in dem

to Gerät zur Drehung, zur wiederholten Verschiebebewegung und zur Ableitung der Ausgangssignale von den Detektoren mittels einer Taktvorrichtung synchronisiert sind, und wobei Mittel vorgesehen sind, um Unterschiede in der Arbeitsweise der Detektoren zu berücksichtigen.

Ein derartiges Gerät ist aus der DE-OS 26 48 503 bekannt. Bei diesem bekannten Gerät werden Empfindlichkeitsunterschiede der Detektoren dadurch korrigiert, daß die wiederholte Verschiebung der Strahlen-

quelle so gesteuert wird, daß während jeder Verschiebung jeder Detektor eine Folge elektrischer Ausgangssignale erzeugt, die sich auf mehrere, gegeneinander geneigte Strahlenwege beziehen und daß elektrische Ausgangssignale kombiniert werden, die von unterschicdlichcn Detektoren für jeweils dieselben Strahlenwege erzeugt werden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde. Unterschiede in der Arbeitsweise der Detektoren bei einem Gerät der eingangs genannten Art besser als bisher zu erfassen und zu berücksichtigen.

Die gestellte Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, daß die Synchronisierung so erfolgt, daß Gruppen von .Strahlenwegen, die verschiedenen Detektoren zugeordnet sind, während eines Zyklus der wie-

J5 derholten Verschiebebewegung auf entsprechende Drehpunkte fokussiert werden, die einen gleichen Absland zwischen einem und zwei Durchmessern des Kreises, auf dem die Detektoren umlaufen, vom Mittelpunkt dieses Kreises aufweisen, wobei die jed-m Detektor zugeordneten Sirahlenwege während aufeinanderfolgender Zyklen der wiederholten Verschiebebewegung auf verschiedene Drehpunkte fokussiert werden, derart, daß die Gruppen von Strahlenwegen, die während aufeinanderfolgender Zyklen Ausgangssignale erzeugen,

sich in nennenswertem Umfang mit Bezug auf ihre Lage im Patienten überlappen, und daß eine Schaltung zum Vergleich der Signale vorgesehen ist, die von unterschiedlichen Detektoren bei einer Überlappung erzeugt und einer Schaltung zur Kompensation von Unterschieden im Ansprcchvorhallcn der Detektoren zugeführt sind.

Die Erfindung hat den Vorteil, daß jeder Vergleich zwischen zwei Detektoren auf der Basis einer verhältnismäßig großen Anzahl von Sirahlenwegen durchge-

führt wird, die in einer gemeinsamen Überlappungszone liegen und von beiden Detektoren gemessen werden. Dabei sind die jedem Drehpunkt zugeordneten Überlappungszonen symmetrisch über der Querschnittsscheibe des Körpers verteilt.

t><> Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht darin, daß im Gegensatz zu den bekannten Anordnungen die Abtastvorrichtung im Bedarfsfall so ausgebildet werden kann, dall tlic geometrischen Orte, die die Röntgenquelle und die Detektoren beschreiben, bei ihrer Drehung

hl um den Patienten zusammenfallen. Hierdurch ergibt sich ein kompakter Aufbau.

Eine zuverlässige und einfache schaltungstcchnischc Maßnahme besteht darin, dall die Vergleichsschaltung

eine Schaltung zur individuellen Sumniicrung aller von den verschiedenen Detektoren erzeugten Signale des Überlappungsbereichs und zum Vergleich der Summen enthält

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnung näher erläutert. In der Zeichnung bedeutet

Fig. t eine Stirnansicht eines Computer-Tomographen;

F i g. 2 eine Röntgenquclle, die in dem in F i g. 1 dargestellten Gerät verwendbar ist und

F i g. 3 eine schematische Darstellung zur Veranschaulichung der Beziehung der Strahlenwegc, für die die Abwrptionsdaten abgeleitet werden.

Bei dem in Fig. 1 dargestellten Gerät ruht ein zu untersuchender, im Querschnitt dargestellter Körper 1 auf einem ebenfalls im Querschnitt dargestellten Bett Z Zwischen dem Körper 1 und dem Bett 2 befindet sich ein Material 3, das für die Strahlung eine etwa gleiche Absorption aufweist wie Körpergewebe. Der Körper wird in der gewünschten Lage durch Haltegurte 4 festgelegt

Das Bett 2 und der Körper ! werden in eine öffnung 5 in einem drehbaren Element 6 eingesetzt, s;i daß ein gewünschter Teil des Körpers in der öffnung zentriert wird. Das drehbare Element 6 dreht sich um eine Achse 7. Es ist schematisch dargestellt, daß das drehbare Element 6 auf drei Zahnrädern Sa. b, c gelagert ist, die mit nicht dargestellten Zähnen zusammenwirken, die im Umfang des drehbaren Elementes 6 angebracht sind. Die Zahnräder 8 sind auf einem Haupirahmen 9 des Gerätes gelagert Ein weiteres, mit den Zähnen des Elementes 6 in Eingriff stehendes Zahnrad 10 wird durch einen Elektromotor 11 angetrieben, der ebenfalls auf dem Hauptrahmen 9 gelagert ist und die erforderliche Drehbewegung erzeugt Aus Gründen der Einfachheit und Klarheit wurde für die Darstellung eine Anordnung mit den Zahnrädern 8 gewählt, jedoch wird in der Praxis ein Kugellagerring mit entsprechend großem Durchmesser verwendet. Das drehbare Element enthält dann einen nach hinten vorstehenden Flansch, der über einen Zahnriemen von einem Elektromotor angetrieben wird.

Das drehbare Element 6 trägt ferner einr Röntgenquelle 12, eine Detektoranordnung 13 und zugehörige Kollimatoren 14. Vorzugsweise sind 312 Detektoren vorgesehen, die beispielsweise aus Szintillationskristallen bestehen, denen optisch-elektrische Signalumsetzcr zugeordnet sind, z. B. Fotovervielfacher oder Fotodioden.

Die Quelle Ii! besitzt eine längliche Antikathode 15. die später noch näher erläutert wird, und die von einem Ursprung, der durch elektronische Mittel einer wiederholten Ablt-nkbcwegung von der Position 16.7 zur Position 16ö unterworfen werden kann, ein fächerförmiges Röntgenstrahlenfeld 16 erzeugt Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel erstreckt sich das Rönigcnstrahlenfeld über 50° und die Ablenkbewegung des Ursprungs der Röntgenstrahlen entlang der Antikathode liegt in der Größenordnung von 5 cm, wobei die Länge der Ablenkbewegung auch ggfs. kleiner oder größer sein kann. Die Längsachsen der Kollimaloren verlaufen durch das Zentrum der Antikathode 15. Die Detektoren sind so angeordnet, daß sie die Strahlung des Röntgenstrahlcnfeldes 16 in jeder Position des Ursprungs bei seiner lateralen Ablenkbewegung entlang der Antikathode 15 erfassen. E> sei bemerkt, daß auch die Kollimatoren 14 so bemessen sind, daß sie die Messung der Strahlung ermöglichen, aber den Empfang von .Streustrahlung soweit wie praktisch möglich verhindern.

Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel befindet sich die Röntgenquellc 12 in der Größenordnung von

•i 50 cm von der Achse 7 entfernt, während die Detektoren 13 sich ebenfalls in einer Entfernung von 50 cm auf der gegenüberliegenden Seite der Achse befinden. Gegebenenfalls können die Abslände der Quelle zur Achse 7 und der Detektoren zur Achse 7 ungleich sein, voraus

ίο gesetzt jedoch, daß die Geometrie der Anordnung genau bekannt ist.

Wenn man im Augenblick die Drehbewegung außer Acht läßt, bewegt sich der Ursprung der Röntgenstrahlen stetig auf der Antikathode 15 von der Position 16a

H zur Position 166 und kehrt dann rasch zum Ausgangspunkt zurück, bevor ein erneuter Ablenkvorgang beginnt. Während jeder dieser stetigen Ablenkbewegungen erzeugt jeder Detektor der Gruppe 13 Ausgangssignale, die ein Maß für die Intensität der Strahlung sind.

die auf diesen nacheinander entlang einer Anzahl von etwa linearen Strahlenwegen auftri'fen. Diese Ausgan.gssignaie werden in Verstärkern J 7 verstärkt und dann Integratoren 18 zugeführt, wobei für jeden Detektor ein Integrator vorgesehen ist. Jedes Ausgangssignal

π wird dann über eine Periode integriert, die so gewählt ist, daß sie ein analoges Signal erzeugt, das die gesamte Strahlungsintensität darstellt, die während dieser Zeit auf den entsprechenden Detektor auftrifft und durch den Körper 1 entlang eines durch diesen Detektor wirk-

jo sam untersuchten Weges unter Berücksichtigung der Drehbewegung hindurchgeschickt wird. Bei diesem Beispiel ist angenommen, daß die Integrationsintervalle so bemessen sind, daß 60 Perioden während einer vorwärts gerichteten lateralen Ablenkbewegung des Strahlungs-

j5 fcldes 16 von der Position 16a zur Position \%b erzeugt werden. In der Praxis kann eine größere oder kleinere Zahl von Iniegrationsintcrvallen für jede vorwärts gerichtete laterale Ablenkbewegung vorgesehen werden, was von den jeweiligen Umständen abhäng:. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird somit sichergestellt, daß jeder Detektor die Strahlung von 60 engen Strahlenwegen miC\. die zwischen diesem Detektor und 60 einen gleichen Abstand voneinander aufweisenden Positionen auf der Antikathode 15 verlaufen. Die Breite der Wege ist natürlich durch die Integrationsintervalle und die statische Strahlgcometrie bestimmt, und ihre Form ist durch die Geometrie der Ablenkbewegungen in diesen Intervallen bestimmt Aus Gründen der Anschaulichkeit sind sie als einzelne Linien angenommen, jedoch hanelt >.^rs

w sich bei diesen Linien tatsächlich um ihre Mittellinien. Die die äußeren Begrenzungen des Strahlenfeldes 16 darstellenden Linien sind somit die Mittellinien der äußeren Strahlen des Fcldes.

Di'' analogen Signale für diese Wege werden dann in

Y, Umsetzern 19 in digitale Form und in Umsetzern 20 in logarithmisch^ Foi r.i umgesetzt und werden anschließend weiteren Verarbeitungsschallungen 21 zugeführt. Es sei bemerkt, daß ein Verstärker 17, ein Integrator 18. ein /4/D-Umseizfir 19 und ein logarithmischer Umsetzer

ho 20 für jeden Detektor vorgesehen ist, und daß alle diese Elemente synchron betrieben werden. Die Schaltungen 15—19 sind von bekanntem Aufbau. In den Vurarbeitunt'sschaltungcn 21 werden die Signale in Gruppen sortiert, die die Strahlung entlang von Gruppen von

b^r> Wegen mit einer gemeinsamen Eigenschaft darstellen — was nachfolgend noch niiner erläutert wird — worauf dann eine Weiterverarbeitung folgt.

Der Motor U cr/eugi eine kontinuierliche, im Uhr-

zeigersinn verlaufenden Bewegung des drehbaren Elementes 6 und der darauf angebrachten Ausrüstung um die Achse 7 und damit um den Körper 1 des uuf dem Bett 2 liegenden Patienten. Die Bewegung des Elementes 6 und die elektronische Ablenkbewcgung des Röntgenstrahlenfächers 16 müssen in genauer Beziehung zueinander stehen, um das gewünschte Ergebnis zu erreichen. Zu diesem Zweck ist koaxial auf der Welle des Zahnrades 10 eine kreisförmige Stricheinteiliing 22 in Form eines durchsichtigen Ringes mit darin eingravierten Linien angebracht. Die Linien können einen Lichtweg zwischen einer Lichtqullc und einer Fotozelle in einer am Hauptrahmen 9 angebrachten Einheit 23 unterbrechen, so daß üie Fotozelle Impulse erzeugt, die ein Maß für die Drehbewegung des Elementes 6 sind. Mit diesen Impulsen können sowohl die Integratoren 18 als auch die Röntgenquelle 12 gesteuert werden. Gegebenenfalls kann eine Stricheinteilung mit großem DurchiVicisci auf dem Element ό selbst vorgesehen werden, so daß dann von diesem unmittelbar die Takiimpulsc abgeleitet werden.

In F i g. 2 ist die Röntgenquclle 12 in größeren Einzelheiten dargestellt. Sie enthält eine Elektronenkanone 24, die einen Elektronenstrahl 25 erzeugt, der auf die Antikathode 15 auftrifft, um das fächerförmige Strahicnfcid zu erzeugen. In F i g. 2 verläuft die Längsausdehnung der Antikathode 15 senkrecht zur Papierebene, so daß auch das Strahlcnfeld 16 senkrecht zur Papicrebcne orientiert ist. Ein Kollimator 26 sorgt dafür, daß die Röntgenstrahlen weitgehend auf die Ebene des fächerförmigen Strahlenfeldes beschränkt werden. Diese gestrichelt dargestellte Ebene 27 ist dann zugleich die Ebene eines Querschnitts des zu untersuchenden Körpers 1. Die Untersuchung braucht jedoch nicht auf eine Ebene beschränkt zu werden. Die Elektronenkanone und die Antikathode befinden sich in einer evakuierten Hülle 28 mi! einen;! Halste:!, auf dcrr, Ablenkspule·! 29 angebracht sind, die von einem Ablenkgenerator 30 ein Sägezahnsignal empfangen. Die Sägezahnspannung des Generators 30 bewirkt die Ablenkbewcgung des Auftreffpunktes des Elektronenstrahls 25 auf der Antikathode 15 von ihrem einen Ende in einer Richtung senkrecht zur Papierebene, so daß der Ursprung des Röntgenstrahlenfeldcs die in Fig. I dargestellte Bewegung ausführt. Anstelle des dargestellten sliftförmigen Elektronenstrahls kann auch ein bandförmiger Elektronenstrahl in Verbindung mit einer entsprechenden Form der Antikathode 15 verwendet werden. Anstelle der in F i g. 2 dargestellten Ablenkspulen können im Bedarfsfall auch Ablenkplatten verwendet werden.

Wie oben erwähnt wurde, erzeugt der Ablenkgenerator 30 die Sägezahnspannung in üblicher Weise, und damit die gewünschte Ablenkbeziehung erzeugt wird, muß dieser Sägezahn in genauer Phase mit der Drehung gehalter, werden. Diese genaue Beziehung wird durch die Impulse von der Einheit 23 aus Fotozelle und Lichtquelle bestimmt. Da die Impulse ebenfalls den Integratoren 18 zugeführt werden, werden die integrationszeiten in der gewünschten Beziehung zur Ablenkung des Röntgenstrahlenfeldes 16 gehalten, so daß die benötigten wirksamen Strahlenwege erzeugt werden.

In F i g. 3 stellt der äußere Kreis 31 den gemeinsamen Ort dar. auf dem sich die Antikathode 15 der Röntgenstrahlenröhre 12 und die Detektorgruppc 13 bewegen. Der innere Kreis 32 steiii die öffnung 5 dar. Die Positionen, die die Enden der Antikathode 15 der Röntgenröhre 12 in einer Anzahl signifikanter Zeiten a — /"während einer Untersuchung in bezug auf die Richtung der Bewegung des Elementes 6 einnehmen, sind durch die Buchstaben Λ'(Frontende) und R (rückwärtiges Ende) und mit einem- in einer Klammer nachgestellten kleinen Buchstaben, der der Zeil ■•( — /■entspricht, in der das angegebene Ende diese Position einnimmt, bezeichnet. In gleicher Weise sind die Positionen bestimmter Detektoren für diese /.eilen dargestellt. Diese Positionen sind durch den Buchstaben D mit einem oder mehreren nachfolgenden kleinen Buchstaben gekennzeichnet, die

in den jeweils betroffenen Detektor bezeichnen, und es folgt dann noch ein kleiner Buchstabe in Klammern, der die Zeit ;/ —/'angibt, in der der Detektor diese Position einnimmt.

Die ersten zu betrachtenden Positionen, die nicht notwendigerweise die Positionen darstellen, die beim Beginn einer Untersuchung eingenommen werden, sind die Position F(a)dvs Antikathodcnfrontendes und die Position Dr (a). die der Detektor Dr zu dieser Zeit einnimmt. Zur /eil (a) empfängt der Detektor Dr Strahlung, die vom Frontende Fdcr Antikathode entlang eines Strahlcnweges 33 (a) ausgesandt wird. Wie zuvor erwähnt wurde, erzeugt die Antikathode ein fächerförmiges Strahlcnfeld. sobald auf irgendeinem Bereich von ihr zu einer gegebenen Zeit Elektronen auftreffen, und die zur Zeit a diesen Fächer begrenzenden Strahlcnwege sind 34 (a) und 35 (a), die auf die Detektoren D 1 und Dn in den Positionen D 1 (a) und Dn (a) auftreffen. Die Detektoren D 1 und Dn stellen die äußeren Detektoren der Gruppe dar (d. h. den ersten und letzten Detektor). Aus

jo Gründen der Einfachheit sind nur einige Positionen erläutert, jedoch erzeugen natürlich alle Detektoren während der betrachteten Zeit Ausgangssignale.

Es ist ersichtlich, daß der Strahlenweg 33 (a) an der Dctektorpo.sition Dr (a) endet, aber we.in dieser Weg

j5 entsprechend der gestrichelten Linie 33' verlängert wird, verläuft er durch einen Punkt P, der Drehpunkt genannt wird, und dessen Bedeutung später noch erläutert wird.
Während die Quelle und die Detektoren durch die Winkclbcwcgung des Elementes 6 über einen gegebenen Winke! θ gedreht werden, wobei sich das Frontende der Antikathode 15 zur Position F(b)\ind der Detektor Dr zur Position Dr(b) bewegt, wird der Elektronenstrahl der Röntgenröhre 12 in der zuvor beschriebenen Weise vom Frontende Fzum rückwärtigen Ende R der Antikathode 15 abgelenkt. Die Anode besitzt in bezug auf die Drehachse 7 eine Winkelausdehnung von 3Θ, und somit ist das Nettoergebnis der Bewegung der Quelle in Uhrzeigerrichtung und der Ablenkung des Elektronenstrahls gegen die Uhrzeigerrichtung, daß l.t Zeit (b)die Röntgenstrahlen von der Position R (b) ausgehen, die zu dieser Zeit vom hinteren Ende der Antikathode 15 eingenommen wird. Der Winkel, den die Punkte F (a) und R (b) in bezug auf die mittlere Achse 7 einnehmen, belrägt 2(9. Wenn der Weg 36 (b), der die Posilionen R (b) und Dr (b) verbindet, verlängert wird, ergibt sich die gestrichelte Linie 36', die den Weg 33' am Drehpunkt P schneidet. Somit treffen alle 60 Strahlenwegc von der Quelle zum Detektor Dr in der Zeit zwi-

ho sehen (a) und (b) bei einer Verlängerung mit einiger Genauigkeit auf den Drehpunkt P.

Der Elektronenstrahl der Röntgenröhre 12 führt dann im Vergleich /ur vorwärts gerichteten Ablenkbewegung einen relativ raschen Rücklauf zum Frontende F der Antikathode aus. Der Rücklauf kann jedoch nicht unbegrenzt schnell ausgeführt werden, und er benötigt etwa 10% der Zeit für die Ablenkung in Vorwärtsrichtung. Da die im Uhrzeigersinn ablaufende Drehung der

Quelle und der Detektoren kontinuierlich ist, ist die nächste ausgeprägte Position bei F(c), die von der Position F(b)d\e vom Fronlende der Antikathode zur Zeit (b)eingenommen wurde, einen Winkclabstand von etwa #/10 aufweist. Zur Zeit (c) verläuft ein Strahlcnweg 37 (c) von der Position F (c) bei seiner Verlängerung 37' durch den Drehpunkt P, und trifft den Kreis 31 bei der Posi'/on Dr + χ (c), die der Detektor Dr + χ zu dieser Zeit einnimmt. Der Buchstabe χ stellt eine ganze Zahl dar, und seine Größe wird natürlich durch Parameter des Systems bestimmt, z. B. durch den Durchmesser des Kreises 31, die Packungsdichte der Detektoren in der Detektoranordnung 13 und den Winkel Θ.

Während der folgenden vorwärts gerichteten Ablenkbewegung des Elektronenstrahls der Röhre 12 vom Frontende zum rückwärtigen Ende der Antikathode 15 gelangt der Detektor Dr + χ zur Position Dr + χ (d). Der Strahlenweg 3Vo¹J, der die Position R(d)der Quelle mit der Detektorposition Dr + xfdizur Zeil Id) verbindet, kann durch die gestrichelte Linie 38' verlängert werden, um auf den Punkt Pzu kommen. Aus F i g. 3 ist ersichtlich, daß der Bereich innerhalb des Kreises 32, der durch die Wege 33 (a) und 36 (b) begrenzt ist, die die Strahlenwege darstellen, über die auf den Detektor Dr Strahlung während der Zeit (a) bis (b) fällt, in beträchtlichem Maß den entsprechenden Bereich überlappt, der durch die Strahlenwege 37 (c) und 38 (d) begrenzt ist, und Strahlenwege darstellt, die vom Detektor Dr + χ während der Zeit (c) bis (d) empfangen werden. Der Bereich der Überlappung ist durch den doppelt schattieren Bereich 39 zwischen den Wegen 33 (a) und 38 (d) dargestellt.

Der Winkel, den die Wege 33 (a) und 38 (d) am Drehpunkt P einnehmen, ist etwas kleiner als die Hälfte des Winkels, den die Wege 33 (a) und 36 (b) oder die Wege 37 (c) und 38 (d) an diesem Punkt einnehmen, und zwar aufgrund der endlichen Zeit, die für den Rücklauf benötigt wird. Unter diesen Umständen und unter Berücksichtigung der Tatsache, daß bei diesem Ausführungsbeispiel 60 Strahlenwege zwischen 33 (a) und 36 (b) sowie zwischen 37 (c) und 38 (d) vorhanden sind, ist ersichtlich, daß der Überlappungsbereich 39 etwas weniger als 30 Strahlenwege enthält, und zwar enthält er 27 Strahlenwege.

Die Tatsache, daß die Strahlenwege im Bereich 39 durch zwei unterschiedliche Detektoren (Dr und DR + x) untersucht worden sind, bietet die Möglichkeit, die Empfindlichkeit oder andere Ansprecheigenschaften der beiden Detektoren zu vergleichen. Dies ist ein wichtiger Gesichtspunkt bei mit mehreren Detektoren ausgerüsteten Computertomographen der beschriebenen Art Eine Möglichkeit für den beschriebenen Vergleich besteht darin, die vom Detektor Dr abgeleiteten Ausgangssignale (oder ihrem Logarithmus) für die 27 Wege des Bereiches 39 zu summieren und eine gleiche Summe für den Detektor Dr + χ zu bilden und dann die beiden Summen zu vergleichen. Statt dessen können natürlich die von den beiden Detektoren für jeden individuellen Strahienweg im Bereich 39 abgeleiteten Ausgangssignale oder ihr Logarithmus verglichen und ein Durchschnitt der Ungenauigkeiten gebildet werden. Es ist wichtig, daß die Wirkungsweise der Detektoren auf der Basis von Ausgangssignalen verglichen wird, die sich auf Strahlenwege beziehen, die über einen nennenswerten Bereich verteilt sind und sich nicht auf einzelne überlappende Strahlenwege beziehen, weil die letztere Technik unannehmbare Zwänge hinsichtlich der Genauigkeit der Strahlwegpositionierung zur Folge hat.

Aus I· i g. S ist ersichtlich, daß sich das Verfahren wiederholt, wobei der Elektronenstrahl vom rückwärtigen Ende der Antikathode 15 zu deren vorderen Ende zurückläuft und dadurch bewirkt, daß die Strahlung zur

ι Zeil (c)\on der Position F(c)ausgeht. Der Strahlcnweg 40fc}von der Position ^Ye)trifft bei einer Verlängerung entsprechend der gestrichelten Linie 40' auf den Drehpunkt P und schneidet den Kreis 31 an der Position DR + 2.V (c). Entlang des Wegen 40 (e) verlaufende

to Strahlung wird vom Detektor Dr + 2x erfaßt. Die anschließende vorwärtigc Abtastbewegung des Elektronenstrahles der Röntgcnquelle 12 bringt die Strahlungsquelle zur Zeit (Q/.ur Position R(f).\ix\d ein Strahlenweg 41 (f), der die Position der Quelle mit der zu dieser Zeit

r> vom Detektor Dr + 2x eingenommenen Position Dr + 2.V (!) verbindet, kann durch die gestrichelte Linie 4Γ verlängert werden, um auf den Drehpunkt P zu treffen. Es ist ersichtlich, daß die Strahlenwege 37 (c) und 41 II) i

42 ähnlich dem Bereich 39 begrenzen.

so daß in diesem Falle die Wirkungsweise der Detektoren Dr + χ und Dr + 2v verglichen werden kann. Da die Wirkungsweise des Detektors Dr + χ bereits mit der des Detektors Dr verglichen worden ist, können die drei Detektoren somit hinsichtlich ihrer Wirkungsweise normiert werden.

Hierbei, d. h. während der Perioden (a) bis (b), (c) bis (d) und (e) bis (Q haben andere Detektoren Strahlung entlang anderer Strahlenwege empfangen, die auf andere Drehpunkte treffen, und es werden Vergleiche zwi-

jo sehen der Arbeitsweise von diesen Detektoren durchgeführt. In gleicher Weise setzt sich das Verfahren nach der Zeit (f) fort, und jedem Drehpunkt P wird eine Anzahl von Detckiorvergleichszonen. z. B. 39 und 42 zugeordnet, die über den Kreis 32 verteilt sind, die eine Nor-

J5 mierung der Wirkungsweise einer Gruppe von Detektoren ermöglicht. Vorzugsweise enthält jede Gruppe etwa 26 Detektoren, so daß die Detektoranordnung 13 aus 12 Gruppen, also insgesamt aus 312 Detektoren besteht.

Bei dem beschriebenen Verfahren besteht ein Problem in der beträchtlichen Menge von Daten, die gespeichert werden müssen. Dem kann zwar Rechnung getragen werden, jedoch werden vorzugsweise die zu speichernden Daten reduziert. Dies kann dadurch erfolgen, daß die von einer Reihe benachbarter Detektoren (vorzugsweise drei) zu leicht unterschiedlichen Zeiten erzeugten Signale so kombiniert werden, daß jedes kombinierte Signal sich auf drei virtuell überlagerte Strahlenwege bezieht. Vorzugsweise liegen die überlagerten Struhlcnwege im Bereich der Mitte des Kreises 32 genau übereinander, während sie an den Rändern dieses Kreises leicht divergieren, so daß der zusammengesetzte Strahlenweg, auf den sich das kombinierte Signal bezieht, in der Mitte des Kreises 32 leicht tailliert ist. Bei dem vorliegenden Beispiel werden die Detektoren 1,2 und 3 zur Erzeugung zusammengesetzter Strahlen verwendet, und desgleichen die Detektoren 4,5 und 6, die Detektoren 7, 8 und 9 und die Detektoren 10, Il und 12. Bei dem Beispiel wurde ebenfalls für χ der Wert

so 12 angenommen, und somit wird die Detektorgruppe 1, 2,3 durch die zuvor beschriebene Technik mit den Detektorgruppen 13, 14, 15; 25, 26, 27; 37,38, 39 etc. normiert In gleicher Weise wird die Detektorgruppe 4,5,6 mit den Detektorgruppen 16,17,18; 28,29,30; 40,41,42 etc. normiert. Somit werden vier Vergleichsketten ausgeführt und jeder Kette ist eine entsprechende Gruppe von Drehpunkten ^zugeordnet.

Es wurde zuvor erwähnt, daß die normierten Aus

ίο

gangssignale vorzugsweise in Gruppen zusammengefaßt werden, die sich auf bestimmte Gruppen von Strahlenwegen beziehen, die eine gewünschte Eigenschaft aufweisen, bevor die Verarbeitung erfolgt. Bei diesem Beispiel ist es erwünscht, die Ausgangssignale in Gruppen zusammenzufassen, die sich auf Strahlenwege beziehen, die einen gemeinsamen Drehpunkt P besitzen. Diese auf Drehpunkten basierenden Strahlenwege divergieren, weil rJii! Drehpunkte eine ziemliche Entfernung vom Kreis 31 aufweisen, sie divergieren jedoch ι» nicht so stark, daß sie unannehmbare Fehler in der Darstellung erzeugen, wenn die Verarbeitung nach dem in der DE-OS 24 20 500 beschriebenen Konvolutionsvcrfahren erfolgt. Dies gilt insbesondere, wenn die Drehung um 360° erfolgt und die Korrekturtechnik gemäß der DE-OS 28 30 832 erfolgt.

Diese auf Drehpunkte bezogenen Gruppen von Wegen werden in der beschriebenen Weise von einer Gruppe von Detektoren untersucht, von denen jeder den Körper überstreicht. Die Bewegungen der einzelnen Detektoren überlappen sich und somit können die Detektoren hinsichtlich der Empfindlichkeit geeicht werden. Bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel sind vier Eichungs-»Ketten« vorhanden, und es erfolgen keine Vergleiche zwischen den Detektoren unterschiediicher Ketten. Wenn die Ausgangssignale zu Gruppen zusammengefaßt worden wären, die sich auf Gruppen von Strahlenwegen beziehen, die von einer gemeinsamen Position der Quelle ausgehen, würde jede Gruppe Beiträge von unterschiedlichen Detektorketten enthalten, für die keine Überkreuz-Eichung möglich ware.

Es ist von Vorteil und verringert die Röntgenstrahlcndosis für den Patienten, wenn die Röntgenstrahlenemission von der Röhre 12 während dir Rücklaufpcrioden des Elektronenstrahls unterdrückt wird. Dies erlaubt y, auch die Ermittlung der Nullpegel der Detektoren. Wenn die Modulation so erfolgt, daß die Röntgenstrahlung fiichi plötzlich iiüfhöri und beginnt, sondern stan dessen allmählich abfällt und ansteigt, ergeben sich Vorteile insofern als eine Verschmelzung der Daten zügelassen wird, wenn die Quelle sich in der Nähe der Enden der Antikathode 15 befindet.

Ein wesentlicher Vorteil der beschriebenen Anordnungen besteht darin, daß die Quelle und die Detektoren im gleichen Abstand von der Drehachse 7 angeordnet sind und trotzdem Daten ableiten, die sich ausreichend weit überlappen, um eine zuverlässige Normierung der Detektorwirkungsweise zu ermöglichen. Bei einer solchen Anordnung der Quelle und der Detektoren kann die Größe der Vorrichtung und der Fächerwinkel der von der Quelle ausgehenden Strahlung optimal bemessen werden.

Vorteile der Erfindung ergeben sich, wenn die Drehpunkte P von der Achse 7 eine Entfernung zwischen d und 2daufweisen, wobei t/der Durchmesser des Kreises 31 ist. Falls die Quelle und die Detektoranordnung sich nicht auf demselben Kreis befinden, dann stellt d den Durchmesser des kreisförmigen Weges dar, auf dem sich die Detektoren bewegen. Bei geeigneter Anordnung der Strahlenablenkung in bezug auf die Drehung M) des Elementes 6 können die Drehpunkte auch hinter der Quelle anstatt hinter den Detektoren angeordnet werden, jedoch hat der oben erwähnte Bereich der Drehpunktpositionen weiterhin Gültigkeit.

Falls die zwischen Überlappungsbereichen erzeugte b=> Zwischenräume, z. B. der Zwischenraum 43, zwischen den Bereichen 39 und 42, nicht zu groß sind oaer nicht toleriert werden können, kann die Geschwindigkeit der Elektronenstrahlablenkung soweit gesteigert werden, daß die Zwischen; luinc geschlossen werden. Bei dem beschriebenen Beispiel läßt sich dies mit einer Erhöhung von 10% der Ablenkgeschwindigkeit in bezug auf die Drehgeschwindigkeit erreichen.

Hierzu 3 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Computer-Tomograph, bei dem eine Röntgenquelle und eine Gruppe von Detektoren jeweils an einander gegenüberliegenden Seiten eines zu untersuchenden Körpers und um diesen drehbar so angeordnet sind, daß Strahlung aus zahlreichen Richtungen durch eine Querschnittsscheibe des Körpers von der Röntgenquelle zu den Detektoren ausgesendet werden kann, bei dem weiterhin Mittel vorgesehen sind, um eine wiederholte Verschiebebewegung des Röntgenstrahlenursprungs in bezug auf die Detektorgruppe zu bewirken, und bei dem ferner eine Schaltung vorgesehen ist, um von jedem Detektor bei jedem Zyklus der wiederholten Verschiebebewegung des Röntgenstrahlenursprungs Ausgangssignale abzuleiten, die sich auf eine entsprechende Gruppe von gegeneinander geneigten, durch drn Körper verlaufenden Strahlenwegen beziehen, wobei die Vorrichtungen in dem Gerät zur Drehung, zur wiederholten Verschiebebewegung und zur Ableitung der Ausgangssignale von den Detektoren mittels einer Taktvorrichtung synchronisiert sind, und wobei Mittel vorgesehen sind, um Unterschiede in der Arbeitsweise der Detektoren zu berücksichtigen, dadurch gekennzeichnet, daß die Synchronisierung so erfolgt, daß Gruppen von Strahlenwegen, die verschiedenen Detektoren (Dr. Dr + x, Dr + 2x) zugeordnet sind, während eines Zyklus der wiederholten Verschiebebewegung auf entsprechende Drehpunkte (P) fokussiert werden, die einen gleichen Abstand zwischen einem und zwei Durchmessern des Kreises (31), auf dem die Detektoren umlaufen, vom Mittelpunkt ü.cses Kreises aufweisen, wobei die jedem Detektor zugeordneten Strahlenwege während aufeinanderfolgender Zyklen der wiederholten Verschicbebcwcgung auf verschiedene Drehpunkte (P) fokussiert werden, derart, daß die Gruppen von Strahlcnwcgcn, für die während aufeinanderfolgender Zyklen Ausgangssignale erzeugt werden, sich in nennenswertem Umfang mit Bezug auf ihre Lage im Patienten überlappen, und daß eine Schaltung zum Vergleich der Signale vorgesehen ist, die von unterschiedlichen Detektoren bei einer Überlappung erzeugt und einer Schaltung zur Kompensation von Unterschieden im Ansprechverhalten der Detektoren zugeführt sind.

2. Computer-Tomograph nach Anspruch I. dadurch gekennzeichnet, daß die Vergleichsschaltung eine Schaltung zur individuellen Summierung aller von den verschiedenen Detektoren cr/eugtcn Signale des Übcrlappungsbcrcichs und zum Vergleich der Summen enthält.