DE2927811A1

DE2927811A1 - Einrichtung und verfahren fuer eine abbildung mittels strahlung

Info

Publication number: DE2927811A1
Application number: DE19792927811
Authority: DE
Inventors: Gerald Cooperstein; Richard C Lanza; A Robert Sohval
Original assignee: BUTLER NEWTON Inc
Current assignee: BUTLER NEWTON Inc
Priority date: 1978-07-10
Filing date: 1979-07-10
Publication date: 1980-01-31
Anticipated expiration: 1999-07-11
Also published as: GB2025729A; GB2025729B; FR2431236A1; US4289969A; NL7905342A; DE2927811C2; GB2109626B; GB2109626A; JPS6351695B2; CA1130932A; GB2109987B; JPS5511000A; GB2109987A

Description

Anmelderin: Butler-Newton, Inc., Westwood, Massachusetts USA

Einrichtung und Verfahren für eine Abbildung mittels Strahlung

Die Erfindung betrifft eine Einrichtung und ein Verfahren für eine Abbildung mittels Strahlung. Obwohl die Erfindung vielfältig angewendet werden kann, ist sie besonders vorteilhaft in Verbindung mit rechnergesteuerten tomographischen (CT-)Abtasteinrichtungen.

Rechnergesteuerte, tomographische (CT-)Abtasteinrichtungen sind eine ziemlich neue Entwicklung, mit welcher ein Körper mittels einer energiereichen Strahlung, wie beispielsweise Röntgen- oder Gammastrahlung leicht untersucht werden kann. Mit Hilfe einer derartigen Einrichtung können in irgendeiner vorteilhaften Form, beispielsweise als Bild auf einer Kathodenstrahlröhre oder einer anderen Abbildungseinrichtung Röntgenaufnahmen oder eine Aufnahme eines derartigen Bildes hergestellt werden. Abtastein-

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richtungen dieser Art leiten eine Strahlung von einer äußeren Quelle durch den interessierenden Teil des Körpers. Die Strahlung liegt in Form einer Reihe von Strahlen vor, welche von einer Vielzahl verschiedener Richtungen auf einen oder inehere Strahlungsdetektoren gerichtet sind, die bezüglich der Strahlungsquelle auf der anderen Seite des Teils des Körpers angeordnet sind. Jeder Strahl wird gefühlt, nachdem er durch den Körper hindurchgegangen ist, und die Ausgänge der Detektoren werden verarbeitet und mittels eines Rechners in entsprechender Weise in Wechselbeziehung zueinander gesetzt, um die Absorptions- oder Durchlässigkeitskoeffizienten der Elemente in einer zweidimensionalen Matrix von Elementen zu bestimmen, die in einer Ebene des Körpers angeordnet sind. Diese verarbeitete Information wird dann dazu verwendet, ein Bild dieser Ebene oder dieses Querschnitts durch den Körper zu schaffen.

Bei der ersten von EMI Limited hergestellten CT-Abtasteinrichtung wird der zu untersuchende Körper in eine öffnung in einer Abtast- und Halteeinrichtung eingebracht, welche eine Strahlungsquellen- und Detektoreinrichtung auf verschiedenen Seiten der öffnung trägt. Die Quellen- und Detektoreinrichtungen sind in der Anordnung vor- und zurückbewegbar, um so die Strahlung seitlich quer durch den Körper in einer Ebene abzutasten, und die Anordnung ist auch um eine zu der Ebene senkrechte Achse um den Körper herum drehbar. Eine derartige Abtasteinrichtung ist beispielsweise in der US-PS 3 919 552 beschrieben.

Die Hauptschwierigkeit bei dieser herkömmlichen Abtasteinrichtung besteht darin, daß die Strahlungsquellen- und Detektorä'nordnungen sowie der Tragaufbau verhältnismäßig massiv und schwer sind,und daß deren Bewegung relativ zu dem Körper, wie vorstehend beschrieben, eine Antriebseinrichtung und eine weitere zusätzliche Ausrüstung erfordert, wodurch die gesamte Anordnung verhältnismäßig kompliziert,

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schwer und teuer wird. Da der Körper mechanisch abgetastet wird, ist der Abtastvorgang auch langsam. Folglich ist eine verhältnismäßig lange Zeit, d.h. von einigen Sekunden erforderlich, um eine Abtastung zu beenden, um ein brauchbares Bild in einer Ebene des Körpers zu schaffen. Folglich werden durch die Bewegungen der Organe oder des Körpers des Patienten während der Abtastzeit Artefakte in das sich ergebende Bild eingebracht, welche Teile des Bildes schlechter machen und den Röntgenologen verwirren. Da sie so langsam sind, sind diese herkömmlichen Abtasteinrichtungen nicht geeignet, um eine schnelle Bildfolge von dynamischen Organen, wie beispielsweise des schlagenden Herzens zu schaffen.

Vor kurzem ist eine CT-Abtasteinrichtung mit einer feststehenden bzw. stationären, kreisförmigen Detektoranordnung, welche den Körper des Patienten umgibt, und mit einer Strahlungsquelle entwickelt worden, welche um den Körper herum bewegt wird, und eine ausgewählte Ebene oder Querschnittsfläche mit einer fächerförmigen Strahlung beleuchtet. Die nicht absorbierte Strahlung wird für jede Quellenlage mittels einer anderen Gruppe von den Detektoren gefühlt, und die Information von all diesen Detektoren wird dann in Beziehung zueinander gesetzt, um ein Bild dieses Körperquerschnitts zu schaffen.

Obwohl diese herkömmliche Abtasteinrichtung mit einer stationären Detektoranordnung vorteilhaft ist, erfordert sie doch noch einen mechanischen Aufbau zum Drehen der Quelle, um eine brauchbare Information zu schaffen. Folglich hat sie auch eine verhältnismäßig lange Abtastzeit, z.B. von mehreren Sekunden bei einer Genauigkeit von jfO,5% oder mehr was zu langsam ist, um Momentaufnahmen von dynamischen Organen wie dem Herzen, herzustellen. Darüber hinaus ist sie

noch verhältnismäßig kompliziert und teuer, da sie den mechanischen Aufbau und Antriebseinrichtungen erfordert, um die Quelle zu drehen. Eine Abtasteinrichtung dieser Art ist

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von der American Science and Engineering Inc. hergestellt und in einer Veröffentlichung ASE-3869 vom April 1976, dieser Gesellschaft unter dem Titel "Rechnergesteuerte tomographische Abtasteinrichtung" beschrieben.

Es ist auch schon vorgeschlagen worden, eine Abtasteinrichtung zu schaffen, in welcher sowohl die Quelle als auch die Detektoranordnung ortsfest angeordnet sind, um einige der vorerwähnten Schwierigkeiten zu vermeiden. Hierbei sind zwei verschiedene Arten vorgeschlagen worden. Bei der ersten Ausführungsform in der Mayo-Klinik in Rochester, MN, besteht die Quellenanordnung aus einer stationarenAnordnung von getrennten Röntgenröhren, die auf einem Halbkreis um den Körper des Patienten angeordnet sind. Diese Röhren werden der Reihe nach gepulst, um eine sich drehende Strahlung zu schaffen, welche mehrfach Querschnitte des Körpers des Patienten beleuchtet. Die austretende Strahlung wird dann mittels einer ortsfesten halbkreisförmigen Anordnung von Detektoren gefühlt, die diametral zu der Strahlungsquelle angeordnet sind. Die Signale von den Detektoren werden dann verarbeitet, um ein Bild des Körperquerschnitts zu schaffen.

Obwohl bei dieser Anordnung die Quellen- und Detektoranordnung nicht bewegt wird, ist sie sehr teuer, da, um ein ziemlich gutes Bild zu erhalten, nicht weniger als 28 getrennte Röntgenröhren mit einer Stützanordnung sowie einer Abschirmung erforderlich sind. Ferner sind die Röhren verhältnismäßig sperrig, so daß die verschiedenen Stellungen der Quelle notwendigerweise verhältnismäßig weit voneinander entfernt angeordnet sind. Folglich enthält das sich ergebende Bild nicht soviel Information wie es enthalten sollte. Um die geringe Anzahl der Quellenstellungen auszugleichen, muß die Einrichtung während der Abtastung etwas gedreht werden. Durch diese Forderung, durch welche die Vorteile bei einer stationären Abtasteinrichtung teilweise aufgehoben werden, wdrd der komplizierte mechanische Aufbau größer und die Ab-

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tastzeit der Einrichtung wird vergrößert.

Bei der anderen vorgeschlagenen Ausführungsform einer stationären Abtasteinrichtung, die in "The Journal of Computer Assisted Tomography, Bd.1, Nr.4 vom Oktober 1977" beschrieben ist, wird eine ortsfeste Strahlungsquelle in Form einer Elektronenstrahlkanone verwendet, die entlang der Patientenachse ausgerichtet ist. Ein Ring aus Röntgenstrahlung emittierendem Material umgibt den Patienten ebenso wie eine angrenzende, stationäre kreisförmige Detektoranordnung. Der Strahl von der Elektronenkanone wird in einem Kreis abgelenkt, so daß er um den Targetring herum abtastet, wobei dieser Ring radial nach innen ausgerichtete Röntgenstrahlen in Richtung auf den Patienten emittiert.. Die auf der anderen Seite des Patienten austretende Strahlung wird dann mittels der Detektoranordnung gefühlt, und die Detektorsignale werden verarbeitet, um das Bild des gewünschten Querschnitts durch den Patientenkörper zu schaffen.

Obwohl diese Art Abtasteinrichtung eine potentielle Abtastzeit haben kann, die schnell genug ist, um das schlagende Herz in Echtzeit aufzunehmen, würde sie sehr groß und sperrig sein, da die lange Bahn (von z.B. 3m) des Elektronenstrahls von der Kanone zu dem Targetring vollständig in einer Kammer mit hohem Vakuum (von 10 Torr) geschlossen sein muß, um eine unzulässige Elektronenstrahlausbreitung zu verhindern. Ferner ist für eine schnelle Abtastzeit ein Elektronenstrahl mit einem sehr hohen Strom erforderlich. Infolge abstoßender Raumladungswirkungen würde der Strahl mit der erforderlichen Genauigkeit (kleiner Brennpunktgröße, Strahllage usw.) ziemlich schwierig zu steuern sein, was jedoch erforderlich ist, um ein brauchbares Bild zu schaffen. Aus diesen Gründen ist diese Art CT-AbtaSteinrichtung ziemlich teuer herzustellen und zu unterhalten.

Keine der derzeit verfügbaren CT-Abtasteinrichtungen tastet Information schnell genug ab und verarbeitet sie, um Echtzeit-

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bilder des schlagenden Herzens zu schaffen. Vielmehr werden Herzabtastverfahren verwendet, bei welchen die Daten gemittelt werden, die für -eine bestimmte Querschnittsfläche des Herzens über eine Reihe von Herzschlägen gesammelt und erfaßt werden. Diese Abtastverfahren sind aufgrund der räumlichen und zeitlichen Unwiederholbarkeit von einem Herzschlag zum anderen ungenau und die dadurch geschaffenen Bilder werden durch eine Bewegungsartefakt-Verwischung verschlechtert.

Gemäß der Erfindung soll daher eine Einrichtung für eine Abbildung mittels Strahlung mit stationären Röntgenquellen- und Detektoranordnungen geschaffen werden. Ferner soll gemäß der Erfindung eine derartige Einrichtung in einer CT-Abtasteinrichtung geschaffen werden, mit welcher bei stationären Quellen- und Detektoranordnungen Abtastzeiten von Millisekunden erreicht werden sollten, um ein bestimmtes Bild zu erhalten. Darüber hinaus soll gemäß der Erfindung eine Abtasteinrichtung geschaffen werden, welche Bilder mit einem geringen Rauschen bei einem hohen räumlichen und zeitlichen Auflösungsvermögen erzeugt, und mit welcher während eines bestimmten Herzschlages ein Bild des schlagenden Herzens mit einem ausreichend geringen Rauschen und einem hohen räumlichen Auflösungsvermögen in entspanntem Zustand erreicht werden sollte, um ischämisches Herzgewebe von normalem Gewebe zu unterscheiden und um eine Herzmuskel-Ischämie und Infarktbildungen zu fühlen, sowie in ihrer Größe und Lage festzustellen.

Darüber hinaus soll eine sehr schnelle CT-Abtasteinrichtung geschaffen werden, mit welcher schnell RöntgenStrahlendaten für eine Folge von Bildern des schlagenden Herzens erreicht werden, und mit welcher sowohl statische als auch dynamische Aufgaben ausgeführt werden können, ohne Herzabtastverfahren anzuwenden, und welche schließlich verhältnismäßig kompakt ist. Ferner soll gemäß der Erfindung eine Einrichtung für eine Abbildung mittels Strahlung geschaffen werden, welche eine verhältnismäßig niedrige Eingangsleistung erfordert.

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Darüber hinaus soll eine gepulste Röntgenquelle geschaffen werden, welche einen verhältnismäßig konstanten, optimierten Strahlungsausgang für ein entsprechendes Zeitintervall erzeugen kann, und welche eine verhältnismäßig lange Lebensdauer aufweist. Darüber hinaus soll eine derartige Quelle geschaffen werden,welche das Erhalten von Strahlungsbildern des Körpers mit einem verhältnismäßig hohen Kontrast ermöglicht, und schließlich soll noch eine Impulsstromversorgung für eine derartige Quelle geschaffen werden.

Bei der erfindungsgemäßen Einrichtung wird eine stationäre Anordnung von einzelnen Strahlungsquellen und eine benachbarte stationäre koaxiale Anordnung von dicht gepackten Strahlungsdetektoren verwendet. Die Durchmesser der Anordnungen sind so gewählt, daß ein Patient entlang der gemeinsamen Achse verstellbar in die richtige Lage gebracht werden kann, so daß ein Strahlungsbild von einem ausgewählten Querschnitt durch den Körper des Patienten erhalten werden kann. Die Strahlungsquellen werden mittels eines gesonderten, verhältnismäßig preiswerten und kompakten Impulsgenerators mit hoher Spannung gepulst, wobei in jeder Stellung einer Quelle eine fächerförmige Strahlung erzeugt wird, welche auf den vorher ausgewählten Teil des Patientenkörpers ausgerichtet ist. Die nicht-absorbierte Strahlung, die auf der gegenüberliegenden Seite des Patientenkörßers austritt, wird mittels Detektoren in der Detektoranordnung gefühlt, und die elektrischen Ausgänge dieser Detektoren werden digitalisiert und in einen Rechner eingelesen.

Wenn jede folgende Strahlungsquelle in der Anordnung gepulst wird, wird eine entsprechende Detektorinformatxon erhalten und gespeichert. Wenn am Ende einer vollständigen Abtastung alle Quellen abgefragt worden sind, werden die gewonnenen Informationen in Beziehung zueinander gesetzt und mittels des Rechners verarbeitet, um ein Rekonstruktionsbild des ausgewählten Querschnitts durch den Patientenkörper zu schaffen. Die Daten des Rechners werden dann zur Anzeige des Bildes auf einer Ka-

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• /ft*.

thodenstrahlröhre verwendet.

Jede Strahlungsquelle in der Quellenaordnung weist eine besondere, kleine, preiswerte und kompakte Kaltkathodendioden-Anordnung auf, wobei erwähnt werden sollte, daß Kaltkathodendioden bisher als Röntgenquellen verwendet worden sind. Jedoch sind die herkömmlichen Anwendungen hauptsächlich auf Kernwaffen-Simulierungswirkungen beschränkt worden, bei welchen Dioden mit einer sehr niedrigen Impedanz (z.B. von wenigen Ohm) durch sehr kurze Impulse (von etwa 50ns) mit sehr hoher Spannung (von etwa 1MV) angesteuert werden, damit die Dioden sehr kurze, hochintensive Röntgenimpulse erzeugen, welche für eine Strahlungsabbildung vollkommen ungeeignet sein würden und darüber hinaus einen Patienten ernsthaft verletzen, wenn nicht sogar töten, würden.

Der Anmelderin sind auch Feldemissions-Röntgenröhren in der Art einer Kaltkathodendiode bekannt, die von der Field Emissions Corp. der Hewlett-Packard-Gruppe hergestellt worden ist, welche eine verhältnismäßig hohe Impedanz in der Größenordnung von 300 Q- aufweist und welche in der medizinischen Radiologie ähnlich wie eine übliche Röntgenröhre verwendet wird. Die Diode hat eine kegelstumpfförmige, konische Wolframanode und vier kammförmige ,um die Anode herum verteilte Kathodenanordnungen. Die Diode wird in gepulstem Betrieb mittels kurzer (z.B. 30ns) mit hoher Spannung angesteuert, deren Amplitude in der Größenordnung von 35OkV liegt. Jedoch weist diese Art Röntgenröhre verschiedene Nachteile auf, welche ein Verwendung in einer Abbildungseinrichtung der vorgesehenen Art verhindert. Die Röhre ist ziemlich kompliziert herzustellen, ist etwa 15cm lang und erfordert ein hohes Vakuum von z.B. 10 Torr, so daß derartige Röhren in einer Abtastanordnung nicht ausreichend dicht gepackt werden können, ohne daß zumindest ein sperriger Vakuumverteiler und eine zusätzliche sehr teuereApparatur für das hohe Vakuum verwendet wird. Auch werden durch die Hochspannungsimpulse, mit welchen diese Röhre angesteuert wird, verhältnismäßig harte

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Röntgenstrahlen, welche sich für die erfindungsgemäße Anwendung nicht eignen, da sie Bilder von Geweben mit schlechtem Kontrast erzeugen, erzeugt.

Ferner reicht bei diesem Kurζimpulsbetrieb mit hoher Spannung die Zeit nicht aus, um die Wärme zu zerstreuen, die in der Röhrenanode durch auftreffende Elektronen erzeugt wird. Infolgedessen hat die Röhre eine verhältnismäßig kurze Lebensdauer. Ein derartiger Hochspannungsbetrieb erfordert auch eine Röhre mit einem sehr komplizierten Isolatoraufbau, welcher die Anoden- und Kathodenanordnungen voneinander trennt, um die elektrische Leitung an der Isolatoroberfläche auf ein Minimum herabzusetzen, durch welche die Röhrenimpedanz und folglich der Röntgenstrahlenausgang herabgesetzt werden. Diese Schwierigkeit wird dadurch verschlechtert, daß eine derartige Oberflächenleitung durch die ultraviolette Strahlung gefördert und vergrößert wird, welche immer bei der Erzeugung von Röntgenstrahlen auftritt.

Die Impulsgabe kurzer Dauer (30ns) dieser Röhre erfordert auch eine verhältnismäßig komplizierte impuls-^Stromversorgung, da Impulse mit einer sehr schnellen Anstiegszeit erzeugt werden müssen. Dies wiederum erfordert eine Schaltung mit einer sehr niedrigen Induktivität, da die Anstiegszeit der Induktivität direkt proportional ist. Wegen der Forderung nach niedriger Induktivität wird die dichtePackung von derart vielen Röhren in einer Anordnung und die Verteilung dieser Impulse auf die verschiedenen Röhren äußerst schwierig und teuer.

Schließlich wird bei dem Betrieb einer Feldemissionseinrichtung ein sogenanntes Kathodenplasma erzeugt, das sich von der Kathode zu der Anode hin ausbreitet, wodurch die Röhrenimpedanz und deren Röntgenstrahlenausgang verringert wird. Die Geschwindigkeit dieses Plasmas ändert sich unmittelbar mit der Anstiegszeit der Spannungsimpulse, mit welchen die Röhre angesteuert wird. Folglich können nur sehr kurze Röntgenstrahlen-

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impulse von der Röhre abgegeben werden. Aufgrund dieser und anderer Überlegungen ist eine Verwendung dieser gepulsten Rötgenquelle in Einrichtungen für eine Strahlungsabbildung nicht möglich.

Die Anmelderin hat jedoch herausgefunden, daß, wenn eine KaItkathodendiode mit einer hohen Impedanz von mehr als TOO D- ,vor zugsweise von 300 bis 350 SL durch Impulse mit einer verhältnismäßig niedrigen Spannung in der Größenordnung von 120 bis 125kV angesteuert wird, welche eine Dauer von z.B. 150 bis 160ns haben, die Diode als eine hochwertige Röntgenquelle in der Strahlungsabbildung und insbesondere in einer sehr schnellen tomographisehen Abtasteinrichtung arbeitet, um Bilder des menschlichen Körpers mit hohem Kontrast zu erzeugen. Durch die Impulsgabe der Diode mit einer derart niedrigen Spannung werden ausreichend weiche Röntgenstrahlen erzeugt, und es wird ein guter Bildkontrast erhalten. Es wird jedoch vermutet, daß durch eine derartige Herabsetzung der Betriebsspannung der Diode die möglicherweise bereits ernsthaften Schwierigkeiten im Hinblick auf eine Diodenanodenbeschädigung infolge einer übermäßigen Wärme größer wurden, und zwar deswegen, da Elektronen niedriger Energie, die von der Diodenkathode emittiert werden_x bekanntlich weniger tief in die Anode eindringen, so daß die dadurch erzeugte Wärme von einer dünneren Anodenschicht absorbiert wird und ihre Zerstreuung länger dauert. Unerwarteterweise ist dies jedoch nicht der Fall. Offensichtlich hat bei der gleichzeitigen Verwendung eines Impulses langer Dauer die Wärme ausreichend Zeit, sich in tieferen und kühleren Anodenschichten auszubreiten, und zwar insbesondere bei den bei der Erfindung vorgesehenen Diodenanordnungen.

Durch die Verwendung von Impulsen niedriger Spannung und langer Dauer, welche eine verhältnismäßig lange Anstiegszeit zum Ansteuern einer Diodenquelle hoher Impedanz aufweisen, werden die Anforderungen an den impulsgenerator geringer, so daß eine höhere Schaltungsinduktivität zugelassen werden kann. Hier-

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durch wird es auch viel leichter die Quellen dicht anzuordnen und die Ansteuerimpulse auf verschiedene Quellen mit der entsprechenden Frequenz von z.B. 1OkHz zu verteilen, die für eine tomographische Abtasteinrichtung erforderlich ist. Es sollte jedoch erwähnt werden, daß es nicht naheliegend ist, eine Diode mit hoher Impedanz mit einem Impuls langer Dauer anzu steuern , wenn eine Röntgenstrahlenquelle mit einem gleichförmigen Strahlungsausgang geschaffen werden soll, und zwar deswegen, da es bekannt ist, daß Feldeffekteinrichtungen, wie beispielsweise Kaltkathodendioden einen Irapedanzzusammenbruch aufgrund verschiedener Erscheinungen während der Zeit erleiden, während welcher sie gepulst werden. Eine derartige Erscheinung, ist das vorher beschriebene, sich ausdehnende Kathodenplasma, dessen Geschwindigkeit sich mit der Anstiegszeit des Spannungsimpulses ändert. Obwohl die längeren Ansteuerimpulse eine langsamere Anstiegszeit haben, fällt die Diodenimpedanz und infolgedessen deren Spannung immer noch während des langen Impulses ab, da sich das Kathodenplasma mit einer Geschwindigkeit von etwa 1,7cm pro Ms in Richtung auf die Anode ausbreitet, und der Röntgenstrahlenausgang von der Diode entsprechend abfällt. Tatsächlich fällt bei einer Diode mit 300JL ,die einen Anoden-Kathodenspalt von etwa 7mm erfordert, die Impedanz während eines Impulses von 150ns um einen Faktor 2 ab.

Außerdem gibt es ein Anodenplasma, das aus von der Anode desorbierten Gasen erzeugt wird und welches sich bildet, wenn die Anode auf eine Temperatur von nur etwa 400⁰C erhitzt wird; dies kann ziemlich schnell auftreten (z.B. in 2 bis 10ns). Dieses Plasma erzeugt niedrige Z-Ionen, welche schnell den Anoden-Kathodenspalt durchqueren. Diese Ionen neutralisieren zum Teil die Elektronenraumladung in der Diode und haben einen plötzlichen Abfall der Diodenimpedanz zur Folge. Hierdurch wiederum wird die Diodenspannung herabgesetzt und die Röntgenstrahlenerzeugung geringer. Das Anodenplasma breitet sich auch zu der Kathode hin aus und trägt zu einem schnelleren Impedanzzusammenbruch und folglich zu einem Abfall des Kathodenstrahlenausgangs

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von der Diode bei. Wegen dieser Schwierigkeiten bei dem Verschließen des Spaltes könnte der Gedanke naheliegen, daß eine Kaltkathodendiode doch keine wirksame Röntgenstrahlenguelle für eine Abbildungseinrichtung, beispielsweise eine CT-Abtasteinrichtung sein könnte, welche einen verhältnismäßig konstanten, reproduzierbaren Ausgang erfordert.

Es ist festgestellt worden, daß das Zusammenbrechen der Diodenimpedanz aufgrund des Anodenplasmas durch Vorerhitzen der Anode auf 200 bis 400⁰C wesentlich verringert werden kann, um die desorbierten Gase zeitweilig von der Anodenoberfläche zu entfernen, indem die Anode ein- oder mehrmals unmittelbar vor einer Impulsabgabe für eine Datengewinnung vorgepulst wird. Da die Impedanz der Diode verhältnismäßig niedrig ist, was einen höheren Strom durch die Diode während des Vorpulsens verursacht, wenn die plasmabildenden Gase austreten, kann ein kürzerer Diodenansteuerimpuls verwendet werden, um ein Überhitzen oder Schmelzen der Anoden zu verhindern. Sobald die Diodenoberfläche von diesen bei einer verhältnismäßig niedrigen Temperatur desorbierten Gasen gereinigt ist, wird kein zusätzliches Anodenplasma erzeugt, bis die Diode auf ihre Schmelztemperatur erhitzt wird, die bei einer Wolframanode bei etwa 3 650⁰C liegt. Es wird angenommen, daß beim Phasenübergang des Anodenmaterials von dem festen in den flüssigen Zustand zusätzliches desorbiertes Material freigesetzt wird, das früher in dem Wolframgitter eingefangen worden ist. Diese Wirkungen des Anodenplasmas am Diodenausgang können durch eine entsprechende Ausführung der Diode noch mehr herabgesetzt werden, wie später noch im einzelnen beschrieben wird.

Ferner ist festgestellt worden, daß die Erscheinung, daß durch das Kathodenplasma die Diodenimpedanz herabgesetzt wird, durch absichtliches Fehlanpassen der Impedanz der Diode und der Ausgangsimpedanz des Impulsgenerators ausgeglichen werden kann. Bekanntlich würde bei einem Impulsgenerator mit einer vorgegebenen Ausgangsimpedanz Z_, dessen Impuls bei einer festen Span-

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nung V-, gebildet wird, der maximale Diodenstrahlungsimpuls in dem in der Tomographie interessierenden Strahlungsbereich, der

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als I_DV_V ' festgelegt ist (wobei I_D und V die die Diode beeinflussende Spannung bzw. der entsprechende Strom sind) auftreten, wenn die Diodenimpedanz Z_n = V_D/I_n = 2,8Z^ ist. Wenn infolgedessen die Diodenimpedanz Z_Q infolge des Kathodenplasmas von einem Wert, der größer als 2,8Z ist, auf einen Wert

abfallen kann, der kleiner als 2,8Z„ ist, würde auch die Diols

denspannung V_ abfallen, aber ihr Strom I würde ansteigen, so daß sich ein optimierter, im wesentlichen konstanter Strah-

Q Q

lungsimpuls I_nV-. ' ergibt. Zur Erzielung der besten Ergebnisse auf dem hier interessierenden Anwendungsbereich sollte die Diodenimpedanz Z_ß etwa das 4- bis 5-fache der Generatorimpedanz Z_, sein.

Die Diodenquellen-Impedanz sowie die Spannung und die Dauer der die Anode ansteuernden Impulse ist daher entsprechend gewählt worden, um eine Anodenbeschädigung beim Auftreten jedes Impulses auf ein Minimum herabzusetzen, um die Diodenlebensdauer und eine Langzeit-Wiederholbarkeit zu erhöhen. Durch die Verwendung der Impulse langer Dauer und niedriger Spannung, um die Diodenquellenanordnungen hoher Impedanz, die nachstehend noch im einzelnen beschrieben werden, anzusteuern, sind auch die Anforderungen an den Spannungsimpulsgenerator erheblich geringer geworden, der zum Ansteuern der Dioden als Röntgenstrahlenquelle verwendet wird. Hierdurch kann wiederum eine verhältnismäßig einfache und preiswerte Stromversorgung verwendet werden, um die Röntgenstrahlenquellen in der erfindungsgemäßen Abtasteinrichtung anzusteuern.

Um die verhältnismäßig schwache Reproduzierbarkeit derartiger gepulster Dioden auszugleichen, behandelt der bei der erfindungsgemäßen Abtasteinrichtung verwendete Rekonstruktionsalgorithmus die gewonnenen Daten als Röntgenquellenfächer und nicht als Detektorfächer, so daß jede einzelne Röntgenquelle ein Bild darstellt, und jeder der Detektoren in der Anordnung

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welche von dem fächerförmigen Strahl beleuchtet wird, einen Strahl bildet. Bei dieser Anordnung können mit nur 150 Quellen zufriedenstellende Rekonstruktionsbilder geschaffen werden, wobei nur verhältnismäßig kleine Amplitudenartefakte eingebracht werden. Ferner sind die Bilder unempfindlich gegenüber Änderungen in der Diodenreproduzierbarkeit in der Größenordnung von einigen Prozent, was im Vergleich zu der sehr niedrigen Röntgenquellen-Reproduzierbarkeit von z.B. 0,1%, die bei den oben beschriebenen, herkömmlichen Abtasteinrichtungen erforderlich ist, bei 10% liegen kann.

Jede Kaltkathoden-Röntgenquelle gemäß der Erfindung weist eine in sich abgeschlossene Einheit oder Anordnung auf, die ein eigenes einsteckbares Kabel für die Energieversorgung und ihren eigenen umgekehrten Kompensations-Röntgenstrahlenfilter und Kollimator hat. Ferner kann die Anordnung ohne weiteres herausgenommen werden und an einer bestimmten Stelle in der Quellenanordnung ersetzt werden, so daß sie mit einem minimalen Aufwand gewartet oder ersetzt werden kann. In einer vorgegebenen Abtasteinrichtung sind die später noch zu beschreibenden Dioden entsprechend angeordnet, um entweder eine Punktoder eine Zeilen-Röntgenquelle zu schaffen, und in einer üblichen Quellenanordnung werden in der Größenordnung von 150 einzelnen Quellen verwendet. Bei Anwendungen, die von bestimmten Organen, wie beispielsweise von dem Gehirn, Bilder mit einem höheren räumlichen Auflösungsvermögen erfordern, kann die Quellenanordnung um sehr kleine Winkel schrittweise weitergeschaltet werden, um 300 oder sogar 600 Ansichten oder Bilder zu schaffen, wie nachstehend noch im einzelnen beschrieben wird. Das Gehäuse, in welchem die einzelnen Quellen angeordnet sind, muß luftleer gemacht werden. Jedoch ist nur ein bescheidenes Vakuum in der Größenordnung von 0,5 Mikron erforderlich, was ohne weiteres mit Hilfe einer einfachen, herkömmlichen Vakuumpumpe erhalten werden kann.

Wie vorher bereits erwähnt, ist aufgrund der Verwendung von

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Diodenquellen mit niedriger Impedanz, die durch Impulse langer Dauer mit niedriger Spannung angesteuert werden, in der erfindungsgemäßen Abtasteinrichtung nur eine einfache Impuls-Energiequelle zum Ansteuern der Diodenquellen erforderlich. Bei der erfindungsgemäßen Einrichtung ist eine normale, nicht geregelte verhältnismäßig niedrige Energieversorgung mit einer Gleichspannung von nur 15 bis 30KV verwendet. Von dieser Energiequelle wird ein Kondensator gespeist, welcher die Energie für eine ganze Abtastung speichert, welche 150 Impulse für eine Anordnung von 150 Dioden aufweist. Aus Kostengründen und der Einfachheit halber wird bei dem System ein gestapelter Übertrager mit Koaxialkabel verwendet, welcher sowohl eine gepulste Energiespeicherung schafft als auch als Impulsformerschaltung dient. Durch die Verwendung dieser Impulsformerschaltung hoher Impedanz können sogar Dioden mit einer noch höheren Impedanz ausgewählt werden. Das Spannungs-übersetzungsverhältnis und das Verhältnis von Eingangs- zu Ausgangsimpedanz sind Funktionen einer Anzahl Verstärkerstufen in dem Kabeltransformator. Zum Ausgleichen zwischen diesen Parametern wird der Übertrager so ausgelegt, daß er eine den Diodenquellen angepaßte Ausgangsimpedanz aufweist und einen Rechteckimpuls von 120KV liefert, wenn er durch den Ladekondensator beispielsweise auf 20KV geladen wird. Die Impulsdauer ist unmittelbar auf die Kabellänge bezogen, welche erforderlichenfalls geändert werden kann. Die hohe Kabelmasse schafft auch eine Wärmeableitung zwischen Mehrfachimpulsen zu einer bestimmten Quelle.

Bei Anlegen eines Triggersignals wird die Eingangsseite des Übertragers kurzgeschlossen und über einen Schalter geerdet. Wenn die Spannung an dem übertrager den geforderten Wert von z.B. 20KV erreicht, schließt der Schalter den übertragereingang kurz, so daß dieser dann einen AnSteuerimpuls an eine Diodenquelle abgibt. In der Praxis öffnet und schließt der Schalter mit einer Frequenz von etwa 1OkHz, so daß der Umformer eine Folge von Hochspannungsimpulsen abgibt, welche mittels eines Drehschalters oder Verteilers an die Dioden in der Quellenan-

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Ordnung vorzugsweise sprunghaft bzw. nicht-aufeinanderfolgend während jeder vollständigen Abtastung der Abtasteinrichtung angelegt werden. Obwohl als Energiequelle eine nicht-geregelte Stromversorgung verwendet wird, gibt die Energiequelle Hochspannungsimpulse ab, welche selbst in dem Sinn geregelt sind, daß der Schalter nicht schließt, wenn nicht die Spannung an dem Umformer die richtige Größe hat. Darüber hinaus formt der Umformer selbst mit Hilfe einer Impulsformerschaltung jeden Ausgangsimpuls, so daß die Impulswiederholbarkeit ziemlich hoch ist.

Wie oben ausgeführt, gestatten die hohe Diodenimpedanz und eine größere Impulsbreite auch eine hohe Schaltungsinduktivität, weswegen wiederum ein verhältnismäßig einfacher Hochspannungsverteiler verwendet werden kann, der einem Kraftfahrzeugverteiler ähnlich ist, um zwischen den Quellen und nicht einer großen Anzahl komplizierter, getriggerter Hochspannungsschaltern, und zwar einem für jede Diode, umzuschalten. Diese Hochspannungsschalter können nunmehr durch ein einziges, herkömmliches Niederspannungs-Wasserstoffthyraton ersetzt werden, das mit einer bestimmten Folgefrequenz bestrieben wird.

Die Detektoranordnung der erfindungsgemäßen Abtasteinrichtung weist eine Vielzahl RÖntgendetektoren auf, die in einem vorgegebenen Abstand in Form eines Ringes parallel zu der Diodenanordnung angeordnet sind. Um eine entsprechende Information zu erhalten, um Bilder mit einem verhältnismäßig hohen Auflösungsvermögen zu schaffen, sind eine verhältnismäßig große Anzahl von z.B. 750 Detektoren auf die Anordnung verteilt. Bei einer Ausführungsform der Abtasteinrichtung sind herkömmliche Szintillationskristalle entlang eines Ringes dichtgepackt angeordnet, wobei sie jeweils durch einen gesonderten Lichtleiter mit einer normalen ^PhotovervielfacherrÖhre verbunden sind. Durch auf den Kristall auftreffende Röntgenstrahlen szintilliert der Kristall, wodurch dessen Lichtemissionen an die Photovervielfacherröhre angekoppelt werden, die ein Ausgangssignal abgibt, das der

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Stärke der auf den Kristall auftreffenden Röntgenstrahlen proportional ist. Während einer Abtastung werden die Signale von den Detektoren digitalisiert und verarbeitet, um ein sogenanntes Rekonstruktxonsbild zu schaffen- Andererseits können sogar noch dichter gepackte Detektoranordnungen mit Hilfe von herkömmlichen Photodioden mit niedriger Verstärkung erhalten werden, welche ziemlich stabil sind. Gas- oder Flüssigkeits-Ionisationskammern können in ähnlicher Weise als Röntgenstrahlen-Detektoren verwendet werden.

Durch die erfindungsgemäße Abtasteinrichtung, bei welcher stationäre Anordnungen von Quellendioden und Detektoren verwendet sind, können sogenannte Rekonstruktionsbilder des menschlichen Körpers mit einem hohen Auflösungsvermögen und mit einer Abtastzeit von 15ms erhalten werden. Folglich können mit der Abtasteinrichtung rekonstruierte Bilder hoher Güte von dynamischen Organen, wie beispielsweise dem schlagenden Herzen geschaffen werden. Darüber hinaus können statische Bilder des Herzens mit einem hohen räumlichen Auflösungsvermögen (z.B. von 2mm) und einem niedrigen Rauschen (z.B. von etwa 1%)erhalten werden, um die Diagnose von Herzleiden zu unterstützen und um den Behandlungsverlauf zu überwachen. Infolgedessen dürfte die erfindungsgemäße Abtasteinrichtung in großem Umfang in Krankenhäusern, Diagnosekliniken u.a. verwendet werden.

Gemäß der Erfindung wird bei einer Einrichtung für die Abbildung einer Strahlung, die insbesondere für eine rechnergesteuerte, tomographische (CT-)Abtasteinrichtung geeignet ist, eine Anordnung von einzelnen Röntgenstrahlen-Quelle-i, die jeweils eine Kaltkathodendiode aufweisen, und eine benachbarte stationäre Anordnung von dicht gepackten Strahlungsdetektoren verwendet, um Bilder von sich schnell bewegenden Körperorganen, wie beispielsweise dem schlagenden Herzen zu erzeugen.

Nachfolgend werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung unter Bezugnahme auf die anliegenden Zeichnungen im einzelnen

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erläutert. Es zeigen:

Fig.1 eine teilweise schematische Darstellung, bei

welcher Teile entfernt sind und in welcher teilweise in Blockform eine CT-Abtasteinrichtung gemäß der Erfindung dargestellt ist;

Fig.2 eine Seitenansicht eines Teils der in Fig.1 wie

dergegebenen Abtasteinrichtung/ wobei ebenfalls einzelne Teile entfernt sind;

Fig.3 eine Schnittansicht entlang der Linie 3-3 der

Fig.1. in welcher Teile der Abtasteinrichtung im einzelnen dargestellt sind;

Fig.4 eine Schnittansicht entlang der Linie 4-4 in

Fig.3;

Fig.5 einen Teil einer Schnittansicht durch eine wei

tere Ausführungsform einer Röntgenstrahlenquelle;

Fig. 6 ein Blockschaltbild des Impulsgenerators der in

Fig.1 dargestellten Abtasteinrichtung;

Fig.7 eine schematische Ansicht eines Teils des in

Fig.6 dargestellten Generators im einzelnen;

Fig.8 eine Kurve zur Erläuterung der Arbeitsweise der

in Fig.6 verwendeten Ladeschaltung;

Fig.9 eine Kurve zur Erläuterung der Arbeitsweise der

in Fig.3 verwendeten Röntgenstrahlenquelle;

Fig.10 einen Teil einer perspektivischen Ansicht einer

abgewandelten Anordnung von Röntgenstrahlenquel-

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len; und

Fig.11 eine schematische Ansicht einer weiteren Quellenanordnung .

In Fig.1 ist die Abtasteinrichtung 10 gemäß der Erfindung toroidförmig und steht auf dem Fußboden. Die Abtasteinrichtung weist eine große Mittelöffnung 11 mit einem Durchmesser in der Größenordnung von 2m auf, damit ein auf einem Tisch T liegender Patient wahlweise in Längsrichtung in der öffnung 11 der Abtasteinrichtung 10 in die entsprechende Lage gebracht werden kann.

Die Abtasteinrichtung 10 weist ein Gehäuse 12 mit einem ringförmigen Röntgenstrahlen-Quellenabschnitt 14 und einen benachbarten koaxialen, ringförmigen Röntgenstrahlen-Detektorabschnitt 16 auf. Der Quellenabschnitt 14 wird von einem entfernt angeordneten Hochspannungs-Impulsgenerator 22 gespeist und ist mittels eines Schläuche 15 mit einer Vakuumpumpe 24 verbunden. Entsprechend den Impulsen von dem Generator 22 gibt der Abschnitt 14 fächerförmige Impulsstrahlen ab, welche einen ausgewählten Querschnittsteil des Patienten P beleuchten. Der Detektorabschnitt 16 fühlt die Strahlung, welche von dem Patientenkörper nicht aufgenommen wird, und gibt über einen Ausgabeabschnitt 26 Ausgangssignale an einen Rechner 28 ab. Der Rechner verarbeitet die Signale von dem Detektorabschnitt 16 und erzeugt ein Bild des ausgewählten Körperteils, welches dann auf einem Kathodenstrahlröhren-(CRT-)Monitor 32 dargestellt wird.

In Fig.1 bis 3 we"ist der Quellenabschnitt 14 einen röhrenförmigen Ring 34 auf, welcher eine Anordnung von einzelnen Röntgenstrahlenquellen 36 trägt; die dargestellte Anordnung ist kreisförmig. In einigen Anwendungsfällen könnte sie jedoch auch bogenförmig oder sogar linear sein. Der Schlauch von der Pumpe ist mit dem Inneren des Rings verbunden, um den Ring luftleer zu rfiachen. Um die Darstellung zu vereinfachen, sind nur verhält-

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nismäßig wenige, in großem Abstand voneinander angeordnete Quellen 36 in den Figuren dargestellt. In der Praxis würde der Quellenabschnitt 14 etwa 150 Quellen 36 enthalten, die dicht gepackt entlang des Umfangs des Rings 34 angeordnet sind.

Wie am besten aus Fig.2 und 3 zu ersehen, steht jede Quelle 36 durch eine öffnung 38 in der Außenwandung 34a des Rings 34 vor und ist so ausgerichtet, daß sie ralial nach innen zu der Achse A-A der Abtasteinrichtung ausgerichtet ist. Jede Röntgenstrahlenquelle 36 weist eine kompakte, in sich geschlossene Kaltkathodendiode D auf, die jeweils etwa 2cm des Platzes am Umfang belegt. Jede Diode weist ein im allgemeinen zylindrisches, leitendes Gehäuse 40 auf, in welchem koaxial ein im allgemeinen" zylindrischer Metall-Leiter 41 mit einem verhältnismäßig großen Durchmesser angeordnet ist. Der Leiter 41 ist mehr oder weniger in der Mitte zwischen den Enden des Gehäuses 40 mittels einer isolierenden Kunststoffdurchführung 42 gehalten, welche auch dazu dient, das Gehäuse und den Leiter elektrisch voneinander zu isolieren. Vorzugsweise ist eine O-Ringdichtung 43 in einer Umfangsnut 44 in dem Leiter bei der Durchführung 42 eingelegt. Eine ähnliche Dichtung 45 mit einem größeren Durchmesser ist in einer Nut 46 in der Innenwandung des Gehäuses 40 gegenüber der Durchführung angelegt. Die Dichtungen haben die Aufgabe, die gegenüberliegenden Enden des Gehäuses 40 zu isolieren, da, wie oben beschrieben, ein Vakuum in dem Ring 34 aufrechterhalten wird. Der das Vakuum abtrennende Durchführbereich sollte genau bemessen sein, um einen minimalen Durchmesser für eine maximale Diodenpackungsdichte zu erhalten.

Am freien Ende des Leiters 41 ist eine stabförmige Anode 48 mit einem verhältnismäßig kleinen Durchmesser angebracht, welche entlang der Achse des Gehäuses 40 vorsteht und mehr oder weniger im Inneren dieses Gehäuses verläuft, üblicherweise hat die Diode 48 einen Durchmesser in der Größenordnung von 1 bis 3mm und ist 1 bis 2cm lang. Das ringförmige Segment des Gehäuses 40 der Kathode 48 wirkt als Diodenkathode 52, welche eine mit

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der Anode vergleichbare Länge aufweist und einen Innendurchmesser von 1 bis 2cm hat. Ein oder mehrere Feldverstärkungsringe 53 sind entlang der Innenwandung der Kathode 52 verteilt, deren Innenkanten als Quelle für den Elektrönenfluß von der Kathode zu der Anode wirken, wo es zur Erzeugung von Röntgenstrahlen kommt. Die Aufgabe dieser Ringe besteht darin, das elektrische Feld an der Innenfläche der Kathode zu erhöhen, um eine frühzeitige Ausbildung des Kathodenplasmas durch eine Kathoden-Whisker Explosion zu fördern, wenn die Kathode gepulst wird. Dieses Kathodenplasma schafft dann die Elektronenquelle, welche die Röntgenstrahlen abgeben.

Jede Diode D ist mit einem Hochspannungs-Koaxialkabel 58 versehen, welches an der Außenseite des Gehäuses 40 verläuft. Der Mittelleiter des Kabels ist an der Durchführung mit dem äußeren Ende des Leiters 41 verbunden, während der äußere Kabelleiter elektrisch mit dem Gehäuse 40 vorzugsweise mittels einer Metallabdeckung 59 verbunden ist, welche an dem angrenzenden Ende des Gehäuses befestigt ist und durch welche das Kabel 58 hindurchgeht. Der Raum im Inneren des Gehäuses 40 zwischen der Durchführung 42 und der Abdeckung 59 ist vorteilhafterweise mit einem geeigneten öl oder einer Vergußmasse 60 gefüllt. Jedes Kabel 58 ist mit dem Hochspannungs-Impulsgenerator 22 (Fig.1) verbunden, wobei der Außenleiter des Kabels elektrisch geerdet ist. Um dies zu ermöglichen, endet jedes Kabel 58 vorzugsweise in einem nicht dargestellten koaxialen Anschlußstecker, welcher in ein passendes Anschlußstück im Generator 22 eingesteckt wird.

Das Gehäuse 40 ist mit einem starr damit verbundenen Flansch 40a verbunden", der kreisförmig angeordnete öffnungen 61 aufweist, um Schraubbolzen 62 aufzunehmen, welche in mit Gewinde versehene öffnungen 63 in der Ringwandung 34a eingeschraubt sind, um die Quelle an dem Ring zu sichern. Ein O-Ring 64 ist in eine Nut 65 in der Unterseite des Flansches eingelegt, um eine fluiddichte Abdichtung zwischen dem Flansch und der Ringwandung zu schaffen. Folglich weist jede Quelle 36 eine einheit-

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liehe, in sich geschlossene Dioden-Kabelverbindung auf, die an dem Generator 22 aus dem Stecker herausgezogen werden kann und zur Reparatur oder zum Ersetzen ziemlich leicht von dem Ring 34 abgenommen werden kann. Wenn jede Quelle 36 verschraubt ist, ist eine ausreichende Dichtung zwischen der Quelle und dem Ring 34 erreicht, so daß mit der Pumpe 24 (Fig.1) ein mittelmäßiges Vakuum in der Größenordnung von einem Mikron auf der Innenseite des Rings 34 aufrechterhalten werden kann, was ausreichend ist, um alle Kaltkathodendioden 36 richtig zu betreiben.

In radialer Richtung innen von jeder Diodenanode 48 ist ein umgekehrtes Kompensationsfilter 66 angebracht. Vorzugsweise ist das Filter 66, wie in Fig.3 dargestellt, in einer öffnung 67 in der inneren Ringwandung 34b gehaltert. Das Filter dient dazu, die Strahlung am äußeren Teil des von jeder Quelle 36 abgegebenen, fächerförmigen Röntgenstrahlenbündels abzuschwächen. Dieses Filter ist ein herkömmliches Gradient-Dichte-Filter, das aus einem entsprechenden Röntgenstrahlen absorbierenden Material wie Aluminium oder Kupfer hergestellt ist.

Gemäß der Erfindung weist die Anode 48 und die Kathode 52 jeder Quelle 36 eine Kaltkathodendiode D mit einer ungewöhnlich hohen elektrischen Impedanz Z_n von über 100-0- und vorzugsweise von 300 bis 350-Ω- auf. Wenn mittels einer Hochspannungsquelle gepulst wird, bombartieren die von den Kathodenverstärkungsringen 53 emittierten Elektronen die Anode 48 der Diode, welche ein in Fig.3 bei X dargestelltes Röntgenstrahlenbündel abgibt. Wenn die Rontgenstrahlenquelle 36 radial ausgerichtet ist, werden die Röntgenstrahlen im allgemeinen von dem Ende der Anode 48 emittiert, so daß die Brennpunktgröße jeder Quelle mehr oder weniger gleich dem Anodendurchmesser, d.h. 1 bis 3mm ist. Diese Brennpunktgröße ist mehr als angemessen für Herzbilder und ausreichend klein, um im allgemeinen Bilder hoher Güte von dem Patientenkörper zu schaffen.

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Bei Röntgenstrahlenquellen wird gleichzeitig mit der Erzeugung der Röntgenstrahlen eine ultraviolette Strahlung erzeugt. Diese Strahlung kann das Bestreben haben, eine Elektronenwanderung entlang der Oberfläche 4 2a der Kunststoffdurchführung bis sehr nahe an die Anode 48 zu schaffen. Hierdurch würde dann die Impedanz der Diode erniedrigt, was nicht erwünscht ist. Um diese Neigung auf ein Minimum herabzusetzen, ist am freien Ende des Leiters 41 ein starr mit diesem verbundener Flansch 41a ausgebildet, welcher dazu dient, die Durchführungsfläche 42a gegenüber der ultravioletten Strahlung abzuschirmen, die durch die von dem Ende der Anode 48 emittierten Röntgenstrahlen erzeugt wird.

In der in Fig.3 dargestellten. Quelle 36 sind die Anode 48 und die Kathode 52 hauptsächlich aus Kohlenstoff und Graphit hergestellt. Vorzugsweise sollte Graphit der Sorte POCO insbesondere für die Verstärkungsringe 53 verwendet werden, da es eine sehr feine Körnung aufweist, so daß es zu sehr dünnen (0,0125cm dikken) Plättchen geformt werden kann und haltbar genug ist, um bei den geforderten Abmessungen einer maschinellen Bearbeitung zu widerstehen, um dadurch eine Diode zu schaffen, welche verhältnismäßig leicht herzustellen ist und eine hohe Lebensdauer hat. Vorzugsweise sollte die Anode eine dünne, Röntgenstrahlen abgebende (Wolfram-)Schicht mit einer hohen Impedanz Z sein. Die Kathode sollte aus einem leitenden Material hergestellt sein. Hierzu eignet sich Kohlenstoff, da er ziemlich hitzbeständig ist, für Röntgenstrahlen durchlässig ist und im allgemeinen eine Diodenquelle mit einem gut reproduzierbaren Ausgang darstellt, vorzugsweise hat die Anode 48 einen zusammengesetzten Aufbau, wie er beispielsweise in Fig.4 dargestellt ist, wobei die verschiedenen Materialstärken der Deutlichkeit halber übertrieben dargestellt sind. Die Anode weist einen Kohlenstoffkern 68 auf, welcher von einer Schicht 69 aus Wolfram oder einem anderen Metall mit einer verhältnismäßig hohen Atom-Ordnungszahl umgeben ist. Die Wolframschicht ist ausreichend, um eine hohe Ausbeute an Röntgenstrahlen zu schaffen, ist jedoch dünn genug, um diese

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Röntgenstrahlen nicht selbst zu absorbieren. Sie ist auch dünn genug, um Wärme in dem Kohlenstoffträger während der Impulsgabe zu verteilen, damit sie nicht bis auf ihre Schmelztemperatur erhitzt wird. Schließlich kann die Anode noch eine sehr dünne (z.B. einige Mikron dicke) Außenschicht oder Umhüllung 70 aus Kohlenstoff oder einem anderen entsprechenden Material aufweisen. Diese Schicht hat zwei Funktionen; die erste besteht darin, das Wolframmaterial mechanisch zu halten, wodurch die Neigung des Wolframs auf ein Minimum herabgesetzt wird, von der Anode abzugehen und die Kathodenanordnung, insbesondere an den Rändern der Feldverstärkungsringe 53 zu beschichten, wodurch dann die gewünschten Kohlenstoffkenndaten oder Eigenschaften der Kathode aufgrund der Abdeckung beeinflußt werden könnten. Die zweite und möglicherweise wichtigere Aufgabe besteht darin, der Anode einen höheren Schwellenwert als dem Wolfram zu geben, um das Anodenplasma aus desorbiertenGasen zu erzeugen, die durch das Elektronenbombartement freigekommen sind, um dadurch eine entsprechend hohe Diodenimpedanz während der Impulsabgabe zu erhalten.

In einigen Anwendungsfällen sollte die Anode 48 spitz zulaufen, um eine Eigenabsorption der Röntgenstahlen entlang der Oberfläche derAnode auf ein Minimum herabzusetzen. Eine derarige Quelle ist in Fig.5 mit 36a bezeichnet; die Anode 48a läuft entlang ihrer Länge üblicherweise unter einem Winkel von etwa 12° konisch zu.

In Fig.6 weist der Hochspannungs-Impulsgenerator 22, welcher die Quellen 36 pulst eine Gleichspannungsversorgung 72 auf. Im Unterschied zu den großen und teueren, regulierten Hochspannungsversorgungen (von z.B. 12OkV ) die für herkömmliche Röntgen strahlenröhren in CT-Abtasteinrichtungen erforderlich sind, ist die Stromversorgung 72 nicht geregelt und hat eine verhältnismäßig niedrige Ausgangsspannung in der Größenordnung von 15 bis 3OkV. Folglich können seine Kosten den fünften Teil der Kosten für die regulierten Stromversorgungen betragen, die bisher in CT-Abtasteinrichtungen verwendet worden sind.

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Von der Stromversorgung 72 wird ein Kondensator 74 gespeist, der zwischen deren Ausgang und Erde geschaltet ist. Dieser Kondensator (von z.B. 50MF) wird verwendet, um die Energie für jede Abtastung der Abtasteinrichtung, beispielsweise für 150 Impulse zu speichern. Die Spannung an dem Kondensator wird an eine Ladeschaltung 76 angelegt, die lediglich einen Widerstand 79, eine Induktivität 80 und eine Diode 82 aufweist. Der Ausgang der Schaltung 76 wird an eine Impulsformerschaltung 84 angelegt. Der Kondensator 74, die Ladeschaltung 76 und die Schaltung 84 bilden ein Resonanz-Ladesystem so daß bei einem unendlichen Q (d.h. der Widerstand 79 ist gleich null) die von der Schaltung 84 abgegebene Scheitelspannung theoretisch das Zweifache der Ausgangsspannung am Kondensator 74 ist. Die Impulsformer schaltung 84 hat nicht nur die Aufgabe der Impulsformung, sondern schafft auch eine Energiespeicherung und dient als Aufwärtstransformator.

Wenn die Schaltung 76 die Impulsformerschaltung 84 mit der geforderten Spannung lädt, wird ein Triggersignal an einen Wasser stoff thyratron-Schalter 90 abgegeben. Daraufhin entlädt sich die Schaltung 84 und gibt einen entsprechend geformten Hochspannungsimpuls an das Kabel bzw. die Leitung 86 ab, welche mit einem Hochspannungsverteiler 92 verbunden ist. Von diesem Verteiler aus wird dann der Hochspannungsimpuls wahlweise einer der Kaltkathodendioden-Quellen D1 bis D150 über deren entsprechendes Hochspannungskabel C1 bis C150 zugeführt. Beim Anlegen des Hochspannungsimpulses an eine der Kaltkathodendioden D1 bis D150 in dem Röntgenstrahlen erzeugenden Abschnitt 14 (Fig.1) emittiert die ausgewählte Diode ein Röntgenstrahlenbündel.

In Fig.7 weist die Impulsformerschaltung 84 vorzugsweise einen Stapel von Koaxialkabeln auf, die zu einem Koaxialleitungsgenerator oder -umformer geschaltet sind. In Fig.7 ist eine Schaltung 84 mit sechs derartiger Kabel 1 bis 6 dargestellt. In der Praxis können bei einer Abtasteinrichtung zehn Kabel verwendet

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• oj·

gleich der Eingangsspannung V mal der Anzahl Kabel, d.h. in Fig.7 sechs. Die Generatorimpedanz ist dann gleich Zo mal der Anzahl Kabel, wobei Zo die Kennimpedanz eines Kabels ist.

Foglich beginnt in jederStellung des Verteilers 92, wenn der Schalter 90 offen ist, die Ladeschaltung 76 jedes der Kabel 1 bis 6 zu laden. Wenn die Spannung an dem Kabelstapel den ausgewählten Wert, z.B. 2OkV erreicht, wird nach einem fest vorgegebenen Zeitintervall ein Triggersignal an den Schalter 90 abgegeben, welcher dann die Kabeleingänge kurzschließt, so daß der übertrager einen Hochspannungsimpuls über den Verteiler 92 an eine Quelle 36 abgibt. Dieser Impuls, welcher ein Rechteckimpuls mit einer Länge in der Größenordnung von·160ns ist, schaltet eine Diodenquelle 36 an, so daß sie ein Röntgenstrahlenbündel X bzw. einen entsprechenden Röntgenimpuls X (Fig.3) abgibt.

Die Arbeitsweise des Impulsgenerators der Fig.6 ist schematisch in Fig.8 dargestellt. Am Anfang jeder Abtastung zum Zeitpunkt 0 ist ein nicht dargestellter Schalter in der Energieversorgungs 72 geschlossen, so daß der Kondensator 74 geladen wird, dessen Betriebsspannung beispielsweise 2OkV ist. Folglich wird von der Ladeschaltung 76 die doppelte Spannung oder 4OkV an die Impulsformerschaltung 84 angelegt, welche sich zu laden beginnt, wobei die Spannung der Schaltung 84 durch die Wellenform V - in Fig.8 dargestellt ist.

Wenn die Spannung in der Schaltung 84 nach einer vorgegebenen Zeit den geforderten Wert erreicht, wird ein Triggerimpuls an den Schalter 90 abgegeben, wodurch die übereinander angeordneten Kabel 1 bis 6 (Fig.7) entladen werden, so daß ein Spannungsimpuls von 12OkV mittels des Verteilers 92 an die erste Diode D1 in der Quellenanordnung angelegt wird. Nachdem die Schaltung 84 entladen worden ist, öffnet der Schalter 90 und der Verteiler 92 wird üblicherweise um einen Schritt zur nächsten Diode D2 weitergeschaltet. Die Schaltung 84 beginnt sich dann wieder

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werden, von denen jedes eine Impedanz von 10 hat, so daß die Gesamtausgangsimpedanz der Schaltung 100 beträgt.

Aus Fig.7 ist zu ersehen, daß die Schaltungskabel paarweise geschaltet sind. Beispielsweise bilden die Kabel 1 und 2 ein Paar, die Kabel 3 und 4 ein Paar , usw. Der Ausgang der Schaltung 76 wird parallel an den Mittelleiter eines Kabels jedes Paars (d.h. an die Kabel 2, 4, 6) angelegt, welche den Eingang der Impulsformerschaltung darstellen. Das gegenüberliegende Ende jedes Mittelleiters ist mit dem Mittelleiter des zweiten Kabels jedes Paars (d.h. der Kabel 1, 3, 5) verbunden, deren andere Enden erdfrei sind. Die linken Enden der Außenleiter der Kabel 2, 4 und 6 sind miteinander verbunden und geeerdet. Die rechten Enden der Außenleiter der Kabel 2 und 4 sind mit den Außenleitern der Kabel 3 bzs. 5 verbunden. Das rechte Ende des Außenleiters des Kabels 6 und das linke Ende des Außenleiters des Kabels 1 sind mit der Last verbunden, welche im vorliegenden Fall eine Diodenquelle 36 ist. Schließlich ist der Thyratronschalter 90, welcher durch ein Triggersignal getriggert wird, zwischen den Schaltungseingang und Erde geschaltet, so daß dieses Signal mittels eines herkömmlichen, steuerbaren Impulsgenerators an jeder Stelle des Verteilers 92 geschaffen wird.

Wenn der Schalter 90 offen ist, und wenn eine Spannung V von der Schaltung 76 an den Eingang der Schaltung 84 angelegt wird, lädt sich jedes der parallel geschalteten Kabel auf, so daß eine Spannung V an diesem Kabel anliegt. Die Spannungsvektoren in jedem Kabelpaar sind jedoch einander entgegengesetzt, so daß die an die Quelle 36 angelegte Spannung OV beträgt. Wenn der Ausgang an einem Kabel jedes Kabelpaares durch Schließen des Thyratronschalters 90 kurzgeschlossen wird, kommt es zu einer Vektorumkehr der an diesen Kabeln anliegenden Spannung, so daß sich alle Kabel seriell entladen, wodurch ein Spannungsimpuls über den Verteiler 92 an eine Diodenquelle 36 angelegt wird. Die Größe des Spannungsimpulses an einer offenen Schaltung ist

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■OH'

zu laden, wie durch die Wellenform V ~ ⁱⁿ Fig.8 dargestellt ist. Nach dem gleichen Zeitintervall zündet der Schalter 90 wieder, wodurch die Schaltung 84 entladen wird, so daß ein Impuls von 12OkV an die Diode D2 in der Anordnung angelegt wird. Dies wiederholt sich, wobei die Spannungsimpulse mit einer Frequenz von etwa 1OkHz angelegt werden, bis alle 150 Dioden in der Quellenanordnung gepulst worden sind, wozu etwa 2250Joule Energie erforderlich sind; die Abtastung ist dann beendet. Hierauf wird dann der Kondensator 74 zur Vorbereitung der nächsten Abtastung von der Energieversorgung 72 aus geladen. Wenn der Kondensator 74 ausreichend groß ist, können mehrere vollständige Abtastungen durchgeführt werden, bevor er wieder geladen werden muß.

Vorzugsweise sind die Dioden D1 bis D150 nicht in dieser Reihenfolge in der Quellenanordnung angeordnet. Vielmehr ist jede folgende Diode, welche gepulst wird, in der Anordnung an einer solchen Stelle angeordnet, daß der fächerförmige Strahl sich nicht mit dem Strahl überlappt, der von der vorher gepulsten Diode erzeugt wird. Hierdurch wird der Zeitraum größer, deirfür das Auslesen einer Reihe von Detektoren in der Detektoranordnung 16 zur Verfügung steht, welche mittels jeder gepulsten Diode D beleuchtet werden. Um die Schwierigkeiten bei einem Diodenimpedanz-Zusammenbruch aufgrund des Anodenplasmas, ds von desorbierten Gasen erzeugt wird, auf ein Minimum herabzusetzen, wird jede Diode vor jedem 160ns langen Abtastimpuls mit einem oder mehreren Impulsen kurzer Dauer und niedrigerer Spannung vorher gepulst, um die Diodenanode anzuheizen und die Gase wegzuschaffen. Dies kann mit Hilfe eines nicht dargestellten, getriggerten Gleichrichterschalters in dem Impulsgenerator erreicht werden, indem ein Impuls langer Dauer von der Schaltung 84 in ein oder mehrere kurze Impulse mit niedrigerer Spannung zerhackt wird.

Um eine Bestrahlung des Patienten mit Röntgenstrahlen während einer vorher erfolgenden Impulsabgabe kann ein kleiner Ver-

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schluß in eine entsprechende Stelle vor das Filter 66 der vorzeitig gepulsten Diode geschaltet werden.

In Fig.9 sind Kurven der Wellenformen der Spannung V_ und des Stroms I_D und des Röntgenstrahlenprofils I_DV"_D mal 2,8 dargestellt, welche eine übliche Diodenquelle 36 wiedergeben. Die Wellenform R_p gibt den effektiven Diodenkathodenradius wieder, welcher sich infolge des Kathodenplasmas ändert, welches sich während des langen Abtastimpulses zu der Anode hin ausbreitet. Wie aus Fig.9 zu ersehen ist, gibt es nach dem Anschalten wegen des plattierten Dioden-Anodenaufbaus und der vorstehend angeführten vorzeitigen Impulsabgabe keinen plötzlichen Zusammenbruch der Impedanz Z infolge der Ausbildung von Anodenp.lasma bei niedrigen Temperaturen. Vielmehr gibt es nur ein allmähliches Abnehmen der Anodenimpedanz mit der Zeit infolge des .allmählich schrumpfenden effektiven Kathodenradius R_n. Durch Auswählen einer Diode mit hoher Impedanz, welche bei einer Impedanz Z_, von mehr als dem 2,8-fachen der Generatorimpedanz Z-. (80 JL in diesem Beispiel) und vorzugsweise bei dem 4-bis 5-fachen dieses Werts, beispielsweise bei 300 XL beginnt und wenn die Impedanz Z_n. über 2,8 Z_, bis auf 2Z„ oder 160 jQ_ abnehmen

L) \j la

kann, können die Änderungen in der·Diodenspannung und dem -strom mehr oder weniger ausgeglichen werden. Das heißt, die Spannung V_D fällt von 126kV bei 4 0ns auf 108kV bei 160ns; der Strom I_D steigt jedoch während .dieser Zeit von 420A auf 660A an. FoIg-

2 8 lieh bleibt der Diodenstrahlungsausgang I_DV_n ' während des ganzen Impulses im wesentlichen konstant, sobald die Diode anschaltet. Wenn der angepaßte Impedanzwert von 80XL bei 260ns erreicht ist, hat der Strahlungswirkungsgrad der Diode auf etwa 65% des Spitzenwertes abgenommen. Wenn folglich die Diode nach 160ns abgeschaltet wird, sind die meisten der brauchbaren Röntgenstrahlen abgegeben worden, und der Strom I ist nicht bis zu dem Punkt angestiegen, an welchem die Diodenanode überhitzt und dadurch beschädigt würde oder wo bei hoher Temperatur Anodenplasma aufgrund des Anodenschmelzens erzeugt würde. Mit anderen Worten, bei diesem Verfahren werden sowohl die Spannung als auch

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- 2827811

der Strahlungsausgang etwa konstant gehalten, wodurch die meisten Röntgenstrahlen bei einer sehr niedrigen Anodenerwärmung erzeugt werden.

In Fig.1 und 3 wird während jeder Abtastung jede der 150 Diodenquellen 36 gepulst, wodurch der Patient aufeinanderfolgenden Röntgenstrahlenbündeln oder -impulsen ausgesetzt wird, die an auseinanderliegenden Stellen entlang eines Kreises erzeugt werden, wobei jeder Impuls einen fächerartigen Winkel von etwa aufweist, der durch nicht dargestellte Kollimatoren in dem Ring 39 festgelegt wird. Die nichtabsorbierte Strahlung jeder Diodenquelle 36 wird dann in dem Detektorabschnitt 16 gefühlt. Der Abschnitt 16 weist einen rohrförmigen Ring 98 auf, der in einem bestimmten Abstand parallel zu dem Ring 34 angeordnet ist. An dem inneren Rand des Rings 98 ist eine Anordnung von Strahlungsdetektoren 100 vorgesehen. In der dargestellten, kreisförmigen Quellenanordnung sind bis zu 750 Detektoren, die dicht gepackt um den Ring 98 herum angeordnet sind, wobei ihre Fenster nahe bei dem Quellenabschnitt 14 angeordnet sind oder diesen überdecken, wie in Fig.3 dargestellt ist.

Die Detektoren 100 können eine übliche Ausführung haben. Der in Fig.3 dargestellte Detektor weist einen Szintillationskristall 102 auf, welcher Licht emittiert, wenn Röntgenstrahlen X auf ihn auftreffen. Die Lichtphotonen werden mittels einer herkömmlichen Photovervielfacherröhre 106 an einen Lichtleiter angekoppelt. Die Röhre 106 gibt über eine Leitung 108 ein Signal an den Ausgangsabschnitt 26 (Fig.1) ab, dessen Amplitude proportional zu der Intensität der auftreffenden Strahlung X ist. Wenn folglich am Anfang einer Abtastung eine erste Quelle 36 in der Quellenanordnung gepulst wird, fühlen alle Detektoren 100 in einem 45°-Sektor des Abschnitts 16, welche dieser Quelle unmittelbar gegenüberliegen, die nicht absorbierte Strahlung X und geben Ausgangssignale ab, diedurch die Leitungen 108 an den Ausgabeabschnitt 26 angekoppelt sind. In dem Abschnitt 26 werden die Signal digitalisiert und die Daten werden dann in den

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- O Γ'

Rechnerabschnitt 28 geladen.

Wenn die zweite Quelle 36 gepulst wird, gibt eine weitere Gruppe von Detektoren in einem 45°-Sektor Ausgangssignale ab, welche verarbeitet und in den Rechnerabschnitt 28 eingegeben werden. Dieser Vorgang dauert für alle Quellen 36 an, so daß am Ende einer vollständigen Abtastung ,die etwa 15ms dauert, der Rechner 28 Datengruppen von 150 Quellenlagen enthält, wobei jede Datengruppe aus etwa 175 Strahlen eines 45°-Sektors von Detektoren 100 besteht. In dem Abschnitt 28 werden alle diese Daten verarbeitet und in Beziehung zueinander gesetzt, um ein Rekonstruktionsbild des ausgewählten Querschnitts oder der ausgewählten Ebene durch den Patienten P zu schaffen.

Wegen der schnellen Abtastzeit können mit der erfindungsgemäßen Einrichtung auch Rekonstruktionsbilder von dynamischen Organen, wie dem schlagenden Herz erhalten werden. Einige Rekonstruktionsbilder können jedoch wegen einer verminderten Röntgenstrahlendurchlässigkeit durch bestimmte Teile des Körpers, wie beispielsweise durch das Gehirn und den Unterleib oder da ein größeres räumliches Auflösungsvermögen gefordert wird, mehr als 150 verschiedene Quellenlagen erfordern. In diesem Fall können zusätzliche Ansichten mit der erfindungsgemäßen Einrichtung erhalten werden, indem bis zu 300 oder sogar bis zu 600 Lagen während einer bestimmten Abtastung in einfacher Weise dadurch geschaffen werden, daß der Quellenabschnitt um einen kleinen Winkel bezüglich des Detektorabschnitts 16 weitergeschaltet wird. Ein entsprechender Mechanismus ist'.in Fig. 2 dargestellt.

In Fig.2 ist der Quellenring 34 in einem Gehäuse 12 durch vier radial ausgerichtete Halterungen 150 aufgehängt. An der Außenwandung 34a des Rings 34 ist ein Teil 152 angebracht, das mit einem drehbaren Ritzel 154 kämmt, das von einem kleinen Schrittmotor 156 angetrieben wird, der auf der Innenseite des Gehäuses 12 befestigt ist. Nachdem das System Daten von den 150 Quellen 36 erhalten hat, wie oben beschrieben ist, kann der Motor 156

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angeschaltet werden, um die Quellenanordnung um einen kleinen Winkel zu drehen, um dadurch die Quellen 36 wenige Millimeter zu verschieben, so daß dann Daten von den neuen Stellungen erhalten werden können. In diesem Fall kann infolge einer geringeren Röntgenstrahlen-Durchlässigkeit durch diese Bereiche des Körpers jede Diodenquelle 36 in jeder Stellung mehrfach gepulst werden, um das Rekonstruktionsbild zu optimieren.

Die Diodenquellen 36, die insbesondere in Fig.2 dargestellt und radial ausgerichtet sind, stellen Punktquellen für Röntgenstrahlen dar. Selbstverständlich können diese Quellen auch in axialer Richtung, d.h. parallel zur Achse A ausgerichtet sein und wirken dann als Zeilenquellen" in solchen Anwendungsfällen, wo eine Zeilenquellenanordnung bevorzugt wird.

Statt einzelne Rontgenstrahlenquellen 36 zu verwenden, kann auch eine Quellenanordnung als eine einzige Einheit ausgebildet sein. In Fig.10 ist eine Anordnung dieser Art dargestellt, in welcher die Quellenanordnung einen Satz von radial ausgerichteten Anodenstäben 160 aufweist, die auf einem Kreis angeordnet sind, dessen Mittelpunkt die Achse A der Abtasteinrichtung ist. In einem bestimmten Abstand über und unter den Anodenstäben sind ein Paar durchgehender ringförmiger Platten 162 und 164 angeordnet. Die Anodenstäbe 160 können, wie oben beschrieben, plattierte Wolframstäbe oder Wolframdrähte sein. Die Platten 162 und 164 sind vorzugsweise aus Kohlenstoff hergestellt. Mit diesen Platten sind dünne feldverstärkende Kohlenstoffplatten 163 und 165 verbunden. Diese platten können, wie dargestellt, senkrecht zu den Stäben oder parallel zu ihnen verlaufen. Die Diodenanordnung 158 kann in einem entsprechenden , nicht dargestellten toroidförmigen Gehäuse untergebracht werden und es können Anschlüsse an den Kathodenplatten und einzelnen Anodenstäben von dem Impulsgenerator aus in derselben Weise vorgesehen sein, wie in Verbindung mit den Anordnungen 36 beschrieben worden ist.

In Fig.11 ist noch eine weitere Quellenanordnung 166 darge-

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«?^: ORIGINAL INSPECTED

. 39.

stellt. In dieserAnordnung sind eine Reihe Platten um einen Kreis herum verteilt, dessen Achse die Achse A der Abtasteinrichtung ist. Jede zweite Platte ist mit dem Erdpotential verbunden. Die in dem Zwischenraum angeordnete Platte und ihre benachbarten, geerdeten Platten stellen eine Diodenquelle dar. Da in dieser Anordnung jede Platte eine zu der inneren Achse A parallel verlaufende Kante aufweist, stellt jede Diode eine linienförmige Röntgenquelle dar. Hierbei sind die in dem Zwischenraum angeordneten Platten, z.B. die Platten 168a und 168b über einen Verteiler 92 (Fig.6) mit dem Impulsgenerator verbunden. Die Platten können aus Kohlenstoff oder plattiertem Wolfram hergestellt sein, wie oben beschrieben ist. Diese Anordnung hat den Vorteil, daß die Dioden sehr dicht gepackt angeordnet werden können, um ein maximales räumliches Auflösungsvermögen zu erhalten und um eine maximale Anzahl von Ansichten einen gegebenen Raumvolumens zu schaffen.

Durch die Verwendung von kompakten Kaltkathodendiodenanordnungen als einzelne Quellen in einer Einrichtung für eine Abbildung mittels Strahlung kann eine große Anzahl derartiger Quellen sehr dicht beieinander angeordnet werden. Wenn sie folglich in einer CT-Abtasteinrichtung vorgesehen sind, kann die Anordnung während einer ganzen Abtastung stationär bleiben, so daß keine komplizierten Schrittschaltmechanismen wie bei herkömmlichen vergleichbaren Abtasteinrichtungen erforderlich sind. Da Dioden hoher Impedanz als Röntgenstrahlenquellen und Impulse mit einer langen Dauer und einer niedrigen Spannung verwendet werden, kann bei der erfindungsgemäßen Einrichtung ein Impulsgenerator mit einer verhältnismäßig niedrigen Schaltungsinduktivität verwendet werden, wobei der Generator seine Energei von einer eine verhältnismäßig niedrige Spannung abgebende, nicht geregelte Energieversorgung erhält, wodurch weitere Kosten eingespart werden können. Darüber hinaus kann mit Hilfe des Impulsgenerators und der Diodenanordnungen die Quellenanordnung in sehr kurzer Zeit eine große Anzahl von fächerförmigen Strahlen erzeugen, so daß die Daten, die eine sehr große Anzahl von An-

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do-

sichten darstellen, in sehr kurzer Zeit mit der erfindungsgemäßen Einrichtung erhalten werden können, um Echt- oder Realzeit-Rekonstruktionsbilder von dynamischen Organen im menschlichen Körper, wie beispielsweise dem schlagenden Herz, zu schaffen. Ferner können beispielsweise dieselben Grundgedanken auch bei Abbildungsanwendungen ohne eine rechnergesteuerte Anwendung, wie beispielsweise bei einer räumlichen Multiplex-Tomographie einer kodierten Quellentomographie oder einer Fluoreszenz-Anregungsanalyse mittels Röntgenstrahlen angewendet werden.

Ende der Beschreibung

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Claims

Anmelderin: Butler-Newton, Inc./ Westwood, Massachusetts USA Patentansprüche

1.' Einrichtung für eine Abbildung mittels Strahlung, gekennzeichnet durch eine stationäre Anordnung (14) von Kaltkathodendioden (36), die jeweils eine verhältnismäßig hohe Impedanz von mehr als etwa lOOA-auf- *7eisen; durch eine stationäre Anordnung (16) von Strahlungsdetektoren (100), die neben der Quellenanordnung (14) angeordnet sind; durch eine Einrichtung (22) zum Anlegen von Impulsen verhältnismäßig langer Dauer und mit einer verhältnismäßig niedrigen Spannung an die Quellen (36) in der Quellenanordnung (14)_# damit diese (36) nacheinander verhältnismäßig konstante Röntgenstrahlen-Impulse verhältnismäßig langer Dauer emittieren, wobei die Strahlung durch die Detektoren (100) in der Detektoranordnung (16) gefühlt wird, und durch eine Einrichtung (26), die auf die Ausgangssignale von den Detektoren (100) anspricht, um ein Rekonstruktionsbild eines ausgewählten Körperquerschnitts zu schaffen, der von der Quellenanordnung (14) bestrahlt worden ist.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch g e k e η η -

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ze ich η et, daß die Quellen- und Detektoranordnungen (14, 16) um eine gemeinsame Achse (A) kreisförmig und nebeneinander angeordnet sind.

3. Einrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode (36; D) in der Quellenanordnung (14) radial bezüglich der Achse (A) angeordnet ist, um eine Röntgenstrahlen-Punktquelle zu schaffen.

4. Einrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode in der Quellenanordnung (14) parallel zu der Achse (A) angeordnet ist, um eine linienförmige Rontgenstrahlenquelle zu schaffen.

5. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode (36; D) eine stabförmige Anode (48) und eine im allgemeinen zylindrische Kathode (52) aufweist, die konzentrisch zu der Anode (48) angeordnet sind.

6. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dioden (36; D) elektrisch leitende Platten (162, 164) aufweisen, die in vorgegebenen Abständen voneinander angeordnet sind, wobei benachbarte Plattenpaare eine gesonderte Diode bilden.

7. Einrichtung nach Anspruch 6, gekenn zeichnet durch einen oder mehrere elektrisch leitende Feldverstärkungslappen (163, 165), die in jedem Plattenpaar von der einen in Richtung auf die Platte vorstehen.

8. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß ein oder mehrere elektrisch leitende, ringförmige Feldverstärkungsteile (53) von der Kathode (52) zur Anode (48) hin vorstehen.

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9. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch g e k e η η -

ζ e i c h net, daß die Kathode (52) und die Anode (48) im wesentlichen aus Kohlenstoff gebildet sind.

10. Einrichtung nach Anspruch 4, gekennze ichnet durch eine dünne Schicht (6 9) aus Wolfram auf der Anode (48).

11. Einrichtung nach Anspruch 10, gekennzeichne .t durch eine dünne Schicht (70) aus Kohlenstoff, die auf der Wolframschicht (69) aufgebracht ist.

12. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennze ichnet, daß die Diodenanode (48) Wolframmetall aufweist.

13. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dioden in der Anordnung ein Paar im Abstand voneinander angeordneter Kathodenplatten (162, 164) und eine Gruppe von Anodendrähten (160) aufweisen, die parallel zueinander in einer gemeinsamen Ebene zwischen den Platten (162, 164) angeordnet sind.

14. Einrichtung nach Anspruch 13, dadurch g e k e η η -

ζ e i c Ii η e t, daß eine oder mehrere Feldverstärkungslappen von der Kathodenplatte zu den Drähten hin vorstehen,und daß die Anodenplatten mehr oder weniger senkrecht zu den Anodendrähten hin ausgerichtet sind.

15. Einrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum vorzeitigen Pulsen jeder Diode (36, D)_f bevor ein langer Impuls an die Diode zusammen mit einem oder mehreren kurzen Impulsen mit einer verhältnismäßig niedrigen Spannung angelegt wird, um desorbierte Gase von der Diodenanode (48) zu entfernen.

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16. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch g e k e η η ze ichnet, daß jeder der Impulse eine Spannung in der Größenordnung von 120 bis 13OkV und eine Dauer in der Größenordnung von 150 bis 160ns aufweist.

17. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch g e k e η η ze ichnet, daß jede Diode eine Impedanz von mehr als dem 2,8-fachen der Ausgangsimpedanz der impulsanlegenden Einrichtung (22) hat.

18. Einrichtung nach Anspruch 17, dadurch g e k e η η ze ichnet, daß jeder Impuls eine Impedanz hat, die das 4- bis 5-fache der Ausgangsimpedanz der impulsanlegenden Einrichtung (22) hat.

19. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch g e k e η η ze ichnet, daß das freie Ende der Diode konisch zuläuft (48a).

20. Röntgenstrahlenquelle mit einer Kaltkathodendiode für eine Einrichtung für Abbildung mittels Strahlung nach Anspruch 1, gekennzeic hnet durch eine stabförmige Anode (48) und durch eine im allgemeinen zylindrische Kathode (52)_; die konzentrisch zu der Anode angeordnet ist, wobei der Abstand zwischen der Kathode (52) und der Anode (48) entsprechend gewählt ist, um der Diode eine verhältnismäßig hohe Impedanz von mehr als 100Si. zu geben.

21. Quelle nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Kathode (52) und die Anode. (48) aus Kohlenwasserstoff gebildet sind.

22. Quelle nach Anspruch 21, gekennzeichnet durch eine dünne Schicht (69) aus Wolframmetall, welche die Anode (48) bedeckt.

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23. Quelle nach Anspruch 22, gekennzeichnet durch eine dünne Schicht (70) aus Kohlenstoff, welche die Wolframschicht (69) bedeckt.

24. Quelle nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Anode aus Wolframmetall gebildet ist.

25. Quelle nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch einen elektrischen Leiter (41) zum Haltern der Anode

(48) koaxial zu der Kathode (52); durch einen elektrischen Hochspannungsisolator (42), der zwischen dem Leiter (41) und der Kathode (52) angeordnet ist, und durch eine Einrichtung (41a), die am Ende des Leiters (41) quer zu der Anode (48) ausgebildet ist, um die Oberfläche des Isolators (42) bezüglich der ultravioletten Strahlung abzuschirmen, die zusätzlich zu der Röntgenstrahlung an der Anode (48) erzeugt wird.

26. Gepulste Röntgenstrahlenquelle für eine Einrichtung für eine Abbildung mittels Strahlung, insbesondere nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine gepulste Energieversorgung, die eine ausgewählte Ausgangsimpedanz hat und einen Spannungsimpuls von mehr 10OkV für eine Dauer von mehr als 100ns abgibt, und durch eine Kaltkathodendiode (D), die elektrisch mit dem Ausgang der Energieversorgung verbunden ist und welche eine Impedanz von mehr als dem 2,8-fachen der ausgewählten Impedanz aufweist.

27. Quelle nach Anspruch 26, dadurch gek ennzeichn e t, daß die Diode eine Impedanz hat, die das 4- bis 5-fache der ausgewählten Impedanz ist.

28. Verfahren für eine Abbildung mittels Strahlung, dadurch gekennzeichnet , daß eine Anordnung von Kaltkathodendioden (36; D) mit jeweils einer hohen Impedanz angeordnet wird; daß jede Diode (36; D) wahlweise von einem gemeinsamen Impulsgenerator (22) angesteuert wird, indem ein Spannungs-

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impuls von mehr als 10OkV angelegt wird; daß die Impedanzen der Dioden (36; D) bezüglich der Ausgangsimpedanz des Impulsgenerators (22) fehlangepaßt werden, so daß die Impedanzen der Diode mindestens das 2,8-fache der Impedanz des Generators sind, und daß der Impuls mindestens solange andauert, bis die Impedanz der gepulsten Diode infolge des Diodenplasmas auf einen Wert unter dem 2,8-fachen der Generator-Ausgangs impedanz abfällt, wodurch dann die Diode (36; D) einen verhältnismäßig konstanten Röntgenstrahlenausgang während des Spannungsimpulses abgibt.

29. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß Dioden (36; D) für die Anordnung (14) ausgewählt werden, deren Anfangsimpedanz im wesentlichen das 4- bis 5-fache der Generator-Ausgangsimpedanz ist.

30. Verfahren nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß derAusgang des Generators (22) entsprechend geschaltet wird, daß jeder Ausgangsimpuls zu einer anderen Diode in der Anordnung gelangt.

31. Verfahren nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenausgänge von den Dioden (36; D) in der Anordnung (14) gefühlt werden, um elektrische Ausgänge zu erzeugen, und daß die Ausgänge der Detektoren^ (100) verarbeitet werden, um ein Bild eines Gegenstandes zu schaffen.

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