DE2927811C2 - Computertomograph - Google Patents

Computertomograph

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DE2927811C2
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Richard C Lanza
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Description

Die Erfindung betrifft einen Computertomographen mit einer stationären Anordnung von Quellen für Röntgenstrahlung und Strahlungsdetektoren.
Es ist bereits ein derartiger nicht rotierender Tomograph bekannt (DE 27 19 856 A1), der die Merkmale a) bis e) des Patentanspruchs 1 mit der Ausnahme aufweist, daß als Quelle für die Röntgenstrahlung übliche Röntgenröhren Verwendung finden. Als Quelle für Röntgenstrahlung dienende Kaltkathodendioden sind an sich bekannt (The Review of Scientific Instruments 40 (1969), Heft 11, 1458-1460, sowie Soldat und Technik 2/1968, Seiten 70-75). Wie später näher erläutert werden soll, sind jedoch Kaltkathodendioden nicht ohne weiteres in einem nicht rotierenden Tomograph verwendbar.
Es ist Aufgabe der Erfindung, einen Computertomographen zu schaffen, der die Durchführung ultraschneller Abbildungen mit hohem Kontrast mit Hilfe einer kompakten nicht rotierenden Konstruktion mit hoher Lebensdauer er­ möglicht. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch den Gegenstand des Patentanspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.
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 Abbildungs­ einrichtung Röntgenaufnahmen oder eine Aufnahme eines derartigen Bildes hergestellt werden. Abtastein­ richtungen dieser Art leiten eine Strahlung von einer äuße­ ren Quelle durch den interessierenden Teil des Körpers. Die Strahlung liegt in Form einer Reihe von Strahlen vor, wel­ che von einer Vielzahl verschiedener Richtungen auf einen oder mehrere Strahlungsdetektoren gerichtet sind, die bezüg­ lich 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 Durchlässig­ keitskoeffizienten 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 die­ ses Querschnitts durch den Körper zu schaffen.
Bei der ersten, von EMI Limited hergestellten CT-Abtastein­ richtung wird der zu untersuchende Körper in eine Öffnung in einer Abtast- und Halteeinrichtung eingebracht, welche eine Strahlungsquellen- und Detektoreinrichtung auf ver­ schiedenen Seiten der Öffnung trägt. Die Quellen- und De­ tektoreinrichtungen sind in der Anordnung vor- und zurück­ bewegbar, um so die Strahlung seitlich quer durch den Kör­ per 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 beispielswei­ se in der US 3 919 552 beschrieben.
Die Hauptschwierigkeit bei dieser herkömmlichen Abtastein­ richtung besteht darin, daß die Strahlungsquellen- und De­ tektoranordnungen sowie der Tragaufbau verhältnismäßig mas­ siv und schwer sind, und daß deren Bewegung relativ zu dem Körper, wie vorstehend beschrieben, eine Antriebseinrich­ tung und eine weitere zusätzliche Ausrüstung erfordert, wo­ durch die gesamte Anordnung verhältnismäßig kompliziert, 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 er­ forderlich, 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 Patien­ ten 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 bei­ spielsweise des schlagenden Herzens zu schaffen.
Vor kurzem ist eine CT-Abtasteinrichtung mit einer festste­ henden bzw. stationären, kreisförmigen Detektoranordnung, welche den Körper des Patienten umgibt, und mit einer Strah­ lungsquelle entwickelt worden, welche um den Körper herum bewegt wird, und eine ausgewählte Ebene oder Querschnitts­ fläche mit einer fächerförmigen Strahlung beleuchtet. Die nicht absorbierte Strahlung wird für jede Quellenlage mit­ tels einer anderen Gruppe von den Detektoren gefühlt, und die Information von all diesen Detektoren wird dann in Be­ ziehung zueinander gesetzt, um ein Bild dieses Körperquer­ schnitts zu schaffen.
Obwohl diese herkömmliche Abtasteinrichtung mit einer stati­ onären 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 ± 0,5% oder mehr, was zu langsam ist, um Momentaufnahmen von dynamischen Orga­ nen wie dem Herzen, herzustellen. Darüber hinaus ist sie noch verhältnismäßig kompliziert und teuer, da sie den me­ chanischen Aufbau und Antriebseinrichtungen erfordert, um die Quelle zu drehen. Eine Abtasteinrichtung dieser Art ist von der American Science and Engineering Inc. hergestellt und in einer Veröffentlichung ASE-3869 vom April 1976, die­ ser Gesellschaft unter dem Titel "Rechnergesteuerte tomo­ graphische Abtasteinrichtung" beschrieben.
Es ist auch schon vorgeschlagen worden, eine Abtasteinrich­ tung 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 er­ sten Ausführungsform in der Mayo-Klinik in Rochester, MN, be­ steht die Quellenanordnung aus einer stationären Anordnung von getrennten Röntgenröhren, die auf einem Halbkreis um den Kör­ per des Patienten angeordnet sind. Diese Röhren werden der Reihe nach gepulst, um eine sich drehende Strahlung, zu schaf­ fen, 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 Detektoranord­ nung nicht bewegt wird, ist sie sehr teuer, da, um ein ziem­ lich gutes Bild zu erhalten, nicht weniger als 28 getrennte Röntgenröhren mit einer Stützanordnung sowie einer Abschir­ mung erforderlich sind. Ferner sind die Röhren verhältnismä­ ßig 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 ge­ ringe 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, wird der komplizierte mechanische Aufbau größer und die Ab­ tastzeit der Einrichtung wird vergrößert.
Bei der anderen vorgeschlagenen Ausführungsform einer statio­ nären 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 Elek­ tronenstrahlkanone 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 Pati­ enten emittiert. Die auf der anderen Seite des Patienten aus­ tretende Strahlung wird dann mittels der Detektoranordnung ge­ fühlt, und die Detektorsignale werden verarbeitet, um das Bild des gewünschten Querschnitts durch den Patientenkörper zu schaffen.
Obwohl diese Art Abtasteinrichtung eine potentiellen 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. 3 m) des Elektronenstrahls von der Ka­ none zu dem Targetring vollständig in einer Kammer mit hohem Vakuum (von 10⁻7 Torr) geschlossen sein muß, um eine unzuläs­ sige Elektronenstrahlausbreitung zu verhindern. Ferner ist für eine schnelle Abtastzeit ein Elektronenstrahl mit einem sehr hohen Strom erforderlich. Infolge abstoßender Raumladungs­ wirkungen würde der Strahl mit der erforderlichen Genauigkeit (kleiner Brennpunktgröße, Strahllage usw.) ziemlich schwierig zu steuern sein, was jedoch erforderlich ist, um ein brauchba­ res Bild zu schaffen. Aus diesen Gründen ist diese Art CT-Ab­ tasteinrichtung ziemlich teuer herzustellen und zu unterhalten.
Keine der derzeit verfügbaren CT-Abtasteinrichtungen tastet Informationen schnell genug ab und verarbeitet sie, um Echtzeit­ 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 zeitli­ chen Unwiederholbarkeit von einem Herzschlag zum anderen un­ genau und die dadurch geschaffenen Bilder werden durch eine Bewegungsartefakt-Verwischung verschlechtert.
Gemäß der Erfindung soll daher eine Einrichtung für eine Ab­ bildung mittels Strahlung mit stationären Röntgenquellen- und Detektoranordnungen geschaffen werden. Ferner soll gemäß der Erfindung eine derartige Einrichtung in einer CT-Abtasteinrich­ tung 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 geschaf­ fen 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 In­ farktbildungen zu fühlen, sowie in ihrer Größe und Lage fest­ zustellen.
Darüber hinaus soll eine sehr schnelle CT-Abtasteinrichtung ge­ schaffen 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 nied­ rige Eingangsleistung erfordert.
Darüber hinaus soll eine gepulste Röntgenquelle geschaffen werden, welche einen verhältnismäßig konstanten, optimierten Strahlungsausgang für ein entsprechendes Zeitintervall erzeu­ gen 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 der­ artige Quelle geschaffen werden.
Bei der erfindungsgemäßen Einrichtung wird eine stationäre An­ ordnung von einzelnen Strahlungsquellen und eine benachbarte stationäre koaxiale Anordnung von dicht gepackten Strahlungs­ detektoren verwendet. Die Durchmesser der Anordnungen sind so gewählt, daß ein Patient entlang der gemeinsamen Achse ver­ stellbar in die richtige Lage gebracht werden kann, so daß ein Strahlungsbild von einem ausgewählten Querschnitt durch den Körper des Patienten erhalten werden kann. Die Strahlungsquel­ len werden mittels eines gesonderten, verhältnismäßig preis­ werten und kompakten Impulsgenerators mit hoher Spannung ge­ pulst, 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 Patienten­ körpers austritt, wird mittels Detektoren in der Detektoran­ ordnung gefühlt, und die elektrischen Ausgänge dieser Detekto­ ren werden digitalisiert und in einen Rechner eingelesen.
Wenn jede folgende Strahlungsquelle in der Anordnung gepulst wird, wird eine entsprechende Detektorinformation erhalten und gespeichert. Wenn am Ende einer vollständigen Abtastung alle Quellen abgefragt worden sind, werden die gewonnenen Informa­ tionen in Beziehung zueinander gesetzt und mittels des Rech­ ners 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 thodenstrahlröhre verwendet.
Jede Strahlungsquelle in der Quellenanordnung weist eine beson­ dere, kleine, preiswerte und kompakte Kaltkathodendioden-An­ ordnung auf, wobei erwähnt werden sollte, daß Kaltkathodendi­ oden bisher als Röntgenquellen verwendet worden sind. Jedoch sind die herkömmlichen Anwendungen hauptsächlich auf Kernwaf­ fen-Simulierungswirkungen beschränkt worden, bei welchen Dio­ den mit einer sehr niedrigen Impedanz (z. B. von wenigen Ohm) durch sehr kurze Impulse (von etwa 50 ns) mit sehr hoher Span­ nung (von etwa 1 MV) angesteuert werden, damit die Dioden sehr kurze, hochintensive Röntgenimpulse erzeugen, welche für eine Strahlungsabbildung vollkommen ungeeignet sein würden und dar­ über 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 Emis­ sions Corp. der Hewlett-Packard-Gruppe hergestellt worden ist, welche eine verhältnismäßig hohe Impedanz in der Größenordnung von 300 Ω aufweist und welche in der medizinischen Radiologie ähnlich wie eine übliche Röntgenröhre verwendet wird. Die Dio­ de hat eine kegelstumpfförmige, konische Wolframanode und vier kammförmige um die Anode herum verteilte Kathodenanordnungen. Die Diode wird in gepulstem Betrieb mittels kurzer (z. B. 30 ns) mit hoher Spannung angesteuert, deren Amplitude in der Größen­ ordnung von 350 kV liegt. Jedoch weist diese Art Röntgenröhre verschiedene Nachteile auf, welche eine Verwendung in einer Ab­ bildungseinrichtung der vorgesehenen Art verhindert. Die Röhre ist ziemlich kompliziert herzustellen, ist etwa 15 cm lang und erfordert ein hohes Vakuum von z. B. 10⁻7 Torr, so daß derartige Röhren in einer Abtastanordnung nicht ausreichend dicht gepackt werden können, ohne daß zumindest ein sperriger Vakuumverteiler und eine zusätzliche sehr teuere Apparatur für das hohe Vakuum verwendet wird. Auch werden durch die Hochspannungsimpulse, mit welchen diese Röhre angesteuert wird, verhältnismäßig harte Röntgenstrahlen, welche sich für die erfindungsgemäße Anwen­ dung nicht eignen, da sie Bilder von Geweben mit schlechtem Kontrast erzeugen, erzeugt.
Ferner reicht bei diesem Kurzimpulsbetrieb mit hoher Spannung die Zeit nicht aus, um die Wärme zu zerstreuen, die in der Röhrenanode durch auftreffende Elektronen erzeugt wird. In­ folgedessen hat die Röhre eine verhältnismäßig kurze Lebens­ dauer. Ein derartiger Hochspannungsbetrieb erfordert auch eine Röhre mit einem sehr komplizierten Isolatoraufbau, wel­ cher 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. Die­ se Schwierigkeit wird dadurch verschlechtert, daß eine derar­ tige Oberflächenleitung durch die ultraviolette Strahlung ge­ fördert und vergrößert wird, welche immer bei der Erzeugung von Röntgenstrahlen auftritt.
Die Impulsgabe kurzer Dauer (30 ns) dieser Röhre erfordert auch eine verhältnismäßig komplizierte Impuls-Stromversorgung, da Impulse mit einer sehr schnellen Anstiegszeit erzeugt wer­ den müssen. Dies wiederum erfordert eine Schaltung mit einer sehr niedrigen Induktivität, da die Anstiegszeit der Indukti­ vität direkt proportional ist. Wegen der Forderung nach nied­ riger Induktivität wird die dichte Packung 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 Feldemissionseinrich­ tung ein sogenanntes Kathodenplasma erzeugt, das sich von der Kathode zu der Anode hin ausbreitet, wodurch die Röhrenimpe­ danz und deren Röntgenstrahlenausgang verringert wird. Die Geschwindigkeit dieses Plasmas ändert sich unmittelbar mit der Anstiegszeit der Spannungsimpulse, mit welchen die Röhre ange­ steuert wird. Folglich können nur sehr kurze Röntgenstrahlen­ impulse von der Röhre abgegeben werden. Aufgrund dieser und anderer Überlegungen ist eine Verwendung dieser gepulsten Röntgenquelle in Einrichtungen für eine Strahlungsabbildung nicht möglich.
Die Anmelderin hat jedoch herausgefunden, daß, wenn eine Kalt­ kathodendiode mit einer hohen Impedanz von mehr als 100 Ω, vor­ zugsweise von 300 bis 350 Ω, durch Impulse mit einer verhält­ nismäßig niedrigen Spannung in der Größenordnung von 120 bis 125 kV angesteuert wird, welche eine Dauer von z. B. 150 bis 160 ns haben, die Diode als eine hochwertige Röntgenquelle in der Strahlungsabbildung und insbesondere in einer sehr schnel­ len tomographischen Abtasteinrichtung arbeitet, um Bilder des menschlichen Körpers mit hohem Kontrast zu erzeugen. Durch die Impulsgabe der Diode mit einer derart niedrigen Spannung wer­ den ausreichend weiche Röntgenstrahlen erzeugt, und es wird ein guter Bildkontrast erhalten. Es wird jedoch vermutet, daß durch eine derartige Herabsetzung der Betriebsspannung der Di­ ode die möglicherweise bereits ernsthaften Schwierigkeiten im Hinblick auf eine Diodenanodenbeschädigung infolge einer über­ mäßigen Wärme größer würden, und zwar deswegen, da Elektronen niedriger Energie, die von der Diodenkathode emittiert werden, bekanntlich weniger tief in die Anode eindringen, so daß die dadurch erzeugte Wärme von einer dünneren Anodenschicht absor­ biert wird und ihre Zerstreuung länger dauert. Unerwarteter­ weise 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 Anoden­ schichten auszubreiten, und zwar insbesondere bei den bei der Erfindung vorgesehenen Diodenanordnungen.
Durch die Verwendung von Impulsen niedriger Spannung und lan­ ger 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 durch wird es auch viel leichter die Quellen dicht anzuordnen und die Ansteuerimpulse auf verschiedene Quellen mit der ent­ sprechenden Frequenz von z. B. 10 kHz zu verteilen, die für eine tomographische Abtasteinrichtung erforderlich ist. Es sollte jedoch erwähnt werden, daß es nicht naheliegend ist, eine Dio­ de mit hoher Impedanz mit einem Impuls langer Dauer anzusteu­ ern, wenn eine Röntgenstrahlenquelle mit einem gleichförmigen Strahlungsausgang geschaffen werden soll, und zwar deswegen, da es bekannt ist, daß Feldeffekteinrichtungen, wie beispiels­ weise Kaltkathodendioden, einen Impedanzzusammenbruch 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 An­ stiegszeit haben, fällt die Diodenimpedanz und infolgedessen deren Spannung immer noch während des langen Impulses ab, da sich das Kathodenplasma mit einer Geschwindigkeit von etwa 1,7 cm pro Ms in Richtung auf die Anode ausbreitet, und der Rönt­ genstrahlenausgang von der Diode entsprechend abfällt. Tatsäch­ lich fällt bei einer Diode mit 300 Ω, die einen Anoden-Kathoden­ spalt von etwa 7 mm erfordert, die Impedanz während eines Impul­ ses von 150 ns um einen Faktor 2 ab.
Außerdem gibt es ein Anodenplasma, das aus von der Anode desor­ bierten Gasen erzeugt wird und welches sich bildet, wenn die Anode auf eine Temperatur von nur etwa 400°C erhitzt wird; dies kann ziemlich schnell auftreten (z. B. in 2 bis 10 ns). Dieses Plasma erzeugt niedrige Z-Ionen, welche schnell den Anoden-Ka­ thodenspalt durchqueren. Diese Ionen neutralisieren zum Teil die Elektronenraumladung in der Diode und haben einen plötzli­ chen Abfall der Diodenimpedanz zur Folge. Hierdurch wiederum wird die Diodenspannung herabgesetzt und die Röntgenstrahlener­ zeugung geringer. Das Anodenplasma breitet sich auch zu der Ka­ thode hin aus und trägt zu einem schnelleren Impedanzzusammen­ bruch und folglich zu einem Abfall des Kathodenstrahlenausgangs von der Diode bei. Wegen dieser Schwierigkeiten bei dem Ver­ schließen des Spaltes könnte der Gedanke naheliegen, daß eine Kaltkathodendiode doch keine wirksame Röntgenstrahlenquelle für eine Abbildungseinrichtung, beispielsweise eine CT-Abtast­ einrichtung sein könnte, welche einen verhältnismäßig konstan­ ten, reproduzierbaren Ausgang erfordert.
Es ist festgestellt worden, daß das Zusammenbrechen der Dio­ denimpedanz aufgrund des Anodenplasmas durch Vorerhitzen der Anode auf 200 bis 400°C 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 verur­ sacht, wenn die plasmabildenden Gase austreten, kann ein kür­ zerer Diodenansteuerimpuls verwendet werden, um ein Überhitzen oder Schmelzen der Anoden zu verhindern. Sobald die Diodenober­ fläche von diesen bei einer verhältnismäßig niedrigen Tempera­ tur desorbierten Gasen gereinigt ist, wird kein zusätzliches Anodenplasma erzeugt, bis die Diode auf ihre Schmelztempera­ tur erhitzt wird, die bei einer Wolframanode bei etwa 3650°C liegt. Es wird angenommen, daß beim Phasenübergang des Anoden­ materials von dem festen in den flüssigen Zustand zusätzliches desorbiertes Material freigesetzt wird, das früher in dem Wolframgitter eingefangen worden ist. Diese Wirkungen des Ano­ denplasmas 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 Aus­ gangsimpedanz des Impulsgenerators ausgeglichen werden kann. Bekanntlich würde bei einem Impulsgenerator mit einer vorgege­ benen Ausgangsimpedanz ZG, dessen Impuls bei einer festen Span­ nung VG gebildet wird, der maximale Diodenstrahlungsimpuls in dem in der Tomographie interessierenden Strahlungsbereich, der als IDVV 2,8 festgelegt ist (wobei ID und VD die die Diode be­ einflussende Spannung bzw. der entsprechende Strom sind) auf­ treten, wenn die Diodenimpedanz ZD = VD/ID = 2,8 ZG ist. Wenn infolgedessen die Diodenimpedanz ZD infolge des Kathodenplas­ mas von einem Wert, der größer als 2,8 ZG ist, auf einen Wert abfallen kann, der kleiner als 2,8 ZG ist, würde auch die Dio­ denspannung VD abfallen, aber ihr Strom ID würde ansteigen, so daß sich ein optimierter, im wesentlichen konstanter Strah­ lungsimpuls IDVD 2,8 ergibt. Zur Erzielung der besten Ergebnis­ se auf dem hier interessierenden Anwendungsbereich sollte die Diodenimpedanz ZD etwa das 4- bis 5fache der Generatorimpe­ danz ZG sein.
Die Diodenquellen-Impedanz sowie die Spannung und die Dauer der die Anode ansteuernden Impulse ist daher entsprechend ge­ wählt worden, um eine Anodenbeschädigung beim Auftreten jedes Impulses auf ein Minimum herabzusetzen, um die Diodenlebensdau­ er 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 Röntgen­ strahlenquelle verwendet wird. Hierdurch kann wiederum eine verhältnismäßig einfache und preiswerte Stromversorgung verwen­ det werden, um die Röntgenstrahlenquellen in der erfindungsge­ mäßen Abtasteinrichtung anzusteuern.
Um die verhältnismäßig schwache Reproduzierbarkeit derartiger gepulster Dioden auszugleichen, behandelt der bei der erfin­ dungsgemäßen Abtasteinrichtung verwendete Rekonstruktionsalgo­ rithmus die gewonnenen Daten als Röntgenquellenfächer und nicht als Detektorfächer, so daß jede einzelne Röntgenquelle ein Bild darstellt, und jeder der Detektoren in der Anordnung, 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 einge­ bracht werden. Ferner sind die Bilder unempfindlich gegenüber Änderungen in der Diodenreproduzierbarkeit in der Größenord­ nung von einigen Prozent, was im Vergleich zu der sehr niedri­ gen Röntgenquellen-Reproduzierbarkeit von z. B. 0,1%, die bei den oben beschriebenen, herkömmlichen Abtasteinrichtungen er­ forderlich 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 minima­ len Aufwand gewartet oder ersetzt werden kann. In einer vorge­ gebenen Abtasteinrichtung sind die später noch zu beschreiben­ den Dioden entsprechend angeordnet, um entweder eine Punkt- oder eine Zeilen-Röntgenquelle zu schaffen, und in einer übli­ chen Quellenanordnung werden in der Größenordnung von 150 ein­ zelnen Quellen verwendet. Bei Anwendungen, die von bestimmten Organen, wie beispielsweise von dem Gehirn, Bilder mit einem höheren räumlichen Auflösungsvermögen erfordern, kann die Quel­ lenanordnung um sehr kleine Winkel schrittweise weitergeschal­ tet 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 Vakuum­ pumpe erhalten werden kann.
Wie vorher bereits erwähnt, ist aufgrund der Verwendung von Diodenquellen mit niedriger Impedanz, die durch Impulse lan­ ger 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 30 KV verwendet. Von die­ ser 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 ge­ pulste Energiespeicherung schafft als auch als Impulsformer­ schaltung dient. Durch die Verwendung dieser Impulsformerschal­ tung hoher Impedanz können sogar Dioden mit einer noch höheren Impedanz ausgewählt werden. Das Spannungs-Übersetzungsverhält­ nis und das Verhältnis von Eingangs- zu Ausgangsimpedanz sind Funktionen einer Anzahl Verstärkerstufen in dem Kabeltransfor­ mator. Zum Ausgleichen zwischen diesen Parametern wird der Übertrager so ausgelegt, daß er eine den Diodenquellen ange­ paßte Ausgangsimpedanz aufweist und einen Rechteckimpuls von 120 KV liefert, wenn er durch den Ladekondensator beispielsweise auf 20 KV geladen wird. Die Impulsdauer ist unmittelbar auf die Kabellänge bezogen, welche erforderlichenfalls geändert werden kann. Die hohe Kabelmasse schafft auch eine Wärmeableitung zwi­ schen 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. 20 KV erreicht, schließt der Schalter den Übertragerein­ gang kurz, so daß dieser dann einen Ansteuerimpuls an eine Dio­ denquelle abgibt. In der Praxis öffnet und schließt der Schal­ ter mit einer Frequenz von etwa 10 kHz, so daß der Umformer eine Folge von Hochspannungsimpulsen abgibt, welche mittels eines Drehschalters oder Verteilers an die Dioden in der Quellenan­ 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 Hoch­ spannungsimpulse 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 Schaltungsinduktivi­ tät, weswegen wiederum ein verhältnismäßig einfacher Hochspan­ nungsverteiler verwendet werden kann, der einem Kraftfahrzeug­ verteiler ähnlich ist, um zwischen den Quellen und nicht einer großen Anzahl komplizierter, getriggerter Hochspannungsschal­ tern, und zwar einem für jede Diode, umzuschalten. Diese Hoch­ spannungsschalter können nunmehr durch ein einziges, herkömm­ liches Niederspannungs-Wasserstoffthyraton ersetzt werden, das mit einer bestimmten Folgefrequenz bestrieben wird.
Die Detektoranordnung der erfindungsgemäßen Abtasteinrichtung weist eine Vielzahl Röntgendetektoren auf, die in einem vorge­ gebenen Abstand in Form eines Ringes parallel zu der Diodenan­ ordnung angeordnet sind. Um eine entsprechende Information zu erhalten, um Bilder mit einem verhältnismäßig hohen Auflösungs­ vermögen zu schaffen, sind eine verhältnismäßig große Anzahl von z. B. 750 Detektoren auf die Anordnung verteilt. Bei einer Ausführungsform der Abtasteinrichtung sind herkömmliche Szin­ tillationskristalle entlang eines Ringes dichtgepackt angeord­ net, 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 Photovervielfacher­ röhre angekoppelt werden, die ein Ausgangssignal abgibt, das der Stärke der auf den Kristall auftreffenden Röntgenstrahlen pro­ portional ist. Während einer Abtastung werden die Signale von den Detektoren digitalisiert und verarbeitet, um ein sogenann­ tes Rekonstruktionsbild zu schaffen. Andererseits können sogar noch dichter gepackte Detektoranordnungen mit Hilfe von herkömm­ lichen Photodioden mit niedriger Verstärkung erhalten werden, welche ziemlich stabil sind. Gas- oder Flüssigkeits-Ionisations­ kammern können in ähnlicher Weise als Röntgenstrahlen-Detekto­ ren verwendet werden.
Durch die erfindungsgemäße Abtasteinrichtung, bei welcher sta­ tionäre Anordnungen von Quellendioden und Detektoren verwendet sind, können sogenannte Rekonstruktionsbilder des menschlichen Körpers mit einem hohen Auflösungsvermögen und mit einer Abtast­ zeit von 15 ms erhalten werden. Folglich können mit der Abtast­ einrichtung 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 2 mm) und einem niedrigen Rauschen (z. B. von etwa 1%) erhalten werden, um die Diagnose von Herzleiden zu unterstützen und um den Behand­ lungsverlauf zu überwachen. Infolgedessen dürfte die erfindungs­ gemäße Abtasteinrichtung in großem Umfang in Krankenhäusern, Di­ agnosekliniken u. ä. verwendet werden.
Gemäß der Erfindung wird bei einer Einrichtung für die Abbil­ dung einer Strahlung, die insbesondere für eine rechnergesteu­ erte, tomographische (CT-)Abtasteinrichtung geeignet ist, eine Anordnung von einzelnen Röntgenstrahlen-Quellen, die jeweils eine Kaltkathodendiode aufweisen, und eine benachbarte statio­ näre Anordnung von dicht gepackten Strahlungsdetektoren verwen­ det, 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 erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine teilweise schematische Darstellung, bei welcher Teile entfernt sind und in welcher teil­ weise in Blockform eine CT-Abtasteinrichtung ge­ mäß 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 Röntgenstrahlenquel­ le;
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 len; und
Fig. 11 eine schematische Ansicht einer weiteren Quel­ lenanordnung.
In Fig. 1 ist die Abtasteinrichtung 10 gemäß der Erfindung toro­ idförmig und steht auf dem Fußboden. Die Abtasteinrichtung weist eine große Mittelöffnung 11 mit einem Durchmesser in der Größenordnung von 2 m auf, damit ein auf einem Tisch T liegen­ der 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 ring­ förmigen Röntgenstrahlen-Quellenabschnitt 14 und einen benach­ barten koaxialen, ringförmigen Röntgenstrahlen-Detektorab­ schnitt 16 auf. Der Quellenabschnitt 14 wird von einem entfernt angeordneten Hochspannungs-Impulsgenerator 22 gespeist und ist mittels eines Schlauchs 15 mit einer Vakuumpumpe 24 verbunden. Entsprechend den Impulsen von dem Generator 22 gibt der Ab­ schnitt 14 fächerförmige Impulsstrahlen ab, welche einen ausge­ wählten Querschnittsteil des Patienten P beleuchten. Der Detek­ torabschnitt 16 fühlt die Strahlung, welche von dem Patienten­ körper nicht aufgenommen wird, und gibt über einen Ausgabeab­ schnitt 26 Ausgangssignale an einen Rechner 28 ab. Der Rechner verarbeitet die Signale von dem Detektorabschnitt 16 und er­ zeugt ein Bild des ausgewählten Körperteils, welches dann auf einem Kathodenstrahlröhren-(CRT-)Monitor 32 dargestellt wird.
In Fig. 1 bis 3 weist der Quellenabschnitt 14 einen röhrenförmi­ gen Ring 34 auf, welcher eine Anordnung von einzelnen Röntgen­ strahlenquellen 36 trägt; die dargestellte Anordnung ist kreis­ förmig. In einigen Anwendungsfällen könnte sie jedoch auch bo­ genförmig oder sogar linear sein. Der Schlauch von der Pumpe 24 ist mit dem Inneren des Rings verbunden, um den Ring luftleer zu machen. Um die Darstellung zu vereinfachen, sind nur verhält­ nismäßig wenige, in großem Abstand voneinander angeordnete Quel­ len 36 in den Figuren dargestellt. In der Praxis würde der Quel­ lenabschnitt 14 etwa 150 Quellen 36 enthalten, die dicht ge­ packt 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 radial nach innen zu der Achse A-A der Abtasteinrichtung ausgerichtet ist. Jede Röntgenstrah­ lenquelle 36 weist eine kompakte, in sich geschlossene Kaltka­ thodendiode D auf, die jeweils etwa 2 cm des Platzes am Umfang belegt. Jede Diode weist ein im allgemeinen zylindrisches, lei­ tendes 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 ge­ genüberliegenden 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 3 mm und ist 1 bis 2 cm lang. Das ringförmige Segment des Gehäuses 40 bei der Kathode 48 wirkt als Diodenkathode 52, welche eine mit der Anode vergleichbare Länge aufweist und einen Innendurchmes­ ser von 1 bis 2 cm hat. Ein oder mehrere Feldverstärkungsringe 53 sind entlang der Innenwandung der Kathode 52 verteilt, deren Innenkanten als Quelle für den Elektronenfluß 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 früh­ zeitige 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 verse­ hen, 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 Metall­ abdeckung 59 verbunden ist, welche an dem angrenzenden Ende des Gehäuses befestigt ist und durch welche das Kabel 58 hindurch­ geht. Der Raum im Inneren des Gehäuses 40 zwischen der Durchfüh­ rung 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 passen­ des Anschlußstück im Generator 22 eingesteckt wird.
Das Gehäuse 40 ist mit einem starr damit verbundenen Flansch 40a verbunden, der kreisförmig angeordnete Öffnungen 61 auf­ weist, 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 Ring­ wandung zu schaffen. Folglich weist jede Quelle 36 eine einheit­ liche, 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 mittel­ mäßiges Vakuum in der Größenordnung von einem Mikron auf der Innenseite des Rings 34 aufrechterhalten werden kann, was aus­ reichend ist, um alle Kaltkathodendioden 36 richtig zu betrei­ ben.
In radialer Richtung innen von jeder Diodenanode 48 ist ein um­ gekehrtes 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 da­ zu, die Strahlung am äußeren Teil des von jeder Quelle 36 abge­ gebenen, 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 Z0 von über 100 Ω und vorzugsweise von 300 bis 350 Ω auf. Wenn mittels einer Hochspannungsquelle ge­ pulst 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 Röntgenstrahlenquelle 36 radial ausgerichtet ist, werden die Röntgenstrahlen im allgemeinen von dem Ende der Anode 48 emittiert, so daß die Brennpunktgröße jeder Quelle mehr oder we­ niger gleich dem Anodendurchmesser, d. h. 1 bis 3 mm ist. Diese Brennpunktgröße ist mehr als angemessen für Herzbilder und aus­ reichend klein, um im allgemeinen Bilder hoher Güte von dem Pa­ tientenkörper zu schaffen.
Bei Röntgenstrahlenquellen wird gleichzeitig mit der Erzeugung der Röntgenstrahlen eine ultraviolette Strahlung erzeugt. Die­ se Strahlung kann das Bestreben haben, eine Elektronenwanderung entlang der Oberfläche 42a der Kunststoffdurchführung bis sehr nahe an die Anode 48 zu schaffen. Hierdurch würde dann die Im­ pedanz 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 ausge­ bildet, welcher dazu dient, die Durchführungsfläche 42a gegen­ über 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 herge­ stellt. 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 (0,0125 cm dicken) 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 ver­ hältnismäßig 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 Dio­ denquelle mit einem gut reproduzierbaren Ausgang darstellt. Vor­ zugsweise hat die Anode 48 einen zusammengesetzten Aufbau, wie er beispielsweise in Fig. 4 dargestellt ist, wobei die verschie­ denen Materialstärken der Deutlichkeit halber übertrieben darge­ stellt sind. Die Anode weist einen Kohlenstoffkern 68 auf, wel­ cher 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 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 er­ hitzt 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 aufwei­ sen. Diese Schicht hat zwei Funktionen; die erste besteht darin, daß 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 Anoden- Plasma aus desorbierten Gasen zu erzeugen, die durch das Elektro­ nenbombartement 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 Röntgenstrahlen entlang der Oberflä­ che der Anode auf ein Minimum herabzusetzen. Eine derartige Quel­ le ist in Fig. 5 mit 36a bezeichnet; die Anode 48a läuft entlang ihrer Länge üblicherweise unter einem Winkel von etwa 12° ko­ nisch zu.
In Fig. 6 weist der Hochspannungs-Impulsgenerator 22, welcher die Quellen 36 pulst, eine Gleichspannungsversorgung 72 auf. Im Unterschied zu den großem und teueren, regulierten Hochspan­ nungsversorgungen (von z. B. 120 kV) die für herkömmliche Rönt­ genstrahlröhren in CT-Abtasteinrichtungen erforderlich sind, ist die Stromversorgung 72 nicht geregelt und hat eine verhält­ nismäßig niedrige Ausgangsspannung in der Größenordnung von 15 bis 30 kV. Folglich können seine Kosten den fünften Teil der Kosten für die regulierten Stromversorgungen betragen, die bis­ her in CT-Abtasteinrichtungen verwendet worden sind.
Von der Stromversorgung 72 wird ein Kondensator 74 gespeist, der zwischen deren Ausgang und Erde geschaltet ist. Dieser Kondensator (von z. B. 50 MF) 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 Wider­ stand 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 Im­ pulsformerschaltung 84 hat nicht nur die Aufgabe der Impulsfor­ mung, sondern schafft auch eine Energiespeicherung und dient als Aufwärtstransformator.
Wenn die Schaltung 76 die Impulsformerschaltung 84 mit der ge­ forderten Spannung lädt, wird ein Triggersignal an einen Was­ serstoffthyratron-Schalter 90 abgegeben. Daraufhin entlädt sich die Schaltung 84 und gibt einen entsprechend geformten Hochspannungsimpuls an das Kabel bzw. die Leitung 86 ab, wel­ che mit einem Hochspannungsverteiler 92 verbunden ist. Von die­ sem 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 Kaltkathodendio­ den D1 bis D150 in dem Röntgenstrahlen erzeugenden Abschnitt 14 (Fig. 1) emittiert die ausgewählte Diode ein Röntgenstrahlen­ bündel.
In Fig. 7 weist die Impulsformerschaltung 84 vorzugsweise einen Stapel von Koaxialkabeln auf, die zu einem Koaxialleitungsgene­ rator oder -umformer geschaltet sind. In Fig. 7 ist eine Schal­ tung 84 mit sechs derartiger Kabel 1 bis 6 dargestellt. In der Praxis können bei einer Abtasteinrichtung zehn Kabel verwendet 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 Schal­ tung 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 geerdet. Die rechten Enden der Außenleiter der Kabel 2 und 4 sind mit den Außenleitern der Kabel 3 bzw. 5 verbunden. Das rechte Ende des Außenleiters des Kabels 6 und das linke Ende des Außenlei­ ters des Kabels 1 sind mit der Last verbunden, welche im vor­ liegenden Fall eine Diodenquelle 36 ist. Schließlich ist der Thyratronschalter 90, welcher durch ein Triggersignal getrig­ gert 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 0 V 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 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.
Folglich beginnt in jeder Stellung 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 aus­ gewählten Wert, z. B. 20 kV erreicht, wird nach einem fest vorge­ gebenen Zeitintervall ein Triggersignal an den Schalter 90 ab­ gegeben, welcher dann die Kabeleingänge kurzschließt, so daß der Übertrager einen Hochspannungsimpuls über den Verteiler 92 an eine Quelle 36 abgibt. Dieser Impuls, welcher ein Rechteck­ impuls mit einer Länge in der Größenordnung von 160 ns ist, schaltet eine Diodenquelle 36 an, so daß sie ein Röntgenstrah­ lenbündel 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 Energieversorgung 72 geschlossen, so daß der Kondensator 74 geladen wird, dessen Betriebsspannung beispielsweise 20 kV ist. Folglich wird von der Ladeschaltung 76 die doppelte Spannung oder 40 kV an die Impuls­ formerschaltung 84 angelegt, welche sich zu laden beginnt, wo­ bei die Spannung der Schaltung 84 durch die Wellenform Vp1 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 angeordne­ ten Kabel 1 bis 6 (Fig. 7) entladen werden, so daß ein Spannungs­ impuls von 120 kV 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 Vertei­ ler 92 wird üblicherweise um einen Schritt zur nächsten Diode D2 weitergeschaltet. Die Schaltung 84 beginnt sich dann wieder zu laden, wie durch die Wellenform Vp2 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 120 kV an die Diode D2 in der Anordnung angelegt wird. Dies wiederholt sich, wobei die Spannungsimpulse mit einer Frequenz von etwa 10 kHz angelegt werden, bis alle 150 Dioden in der Quellenanordnung gepulst worden sind, wozu etwa 2250 Joule Energie erforderlich sind; die Abtastung ist dann beendet. Hierauf wird dann der Kondensator 74 zur Vorbereitung der nächsten Abtastung von der Energieversorgung 72 aus gela­ den. Wenn der Kondensator 74 ausreichend groß ist, können meh­ rere vollständige Abtastungen durchgeführt werden, bevor er wieder geladen werden muß.
Vorzugsweise sind die Dioden D1 bis D150 nicht in dieser Rei­ henfolge in der Quellenanordnung angeordnet. Vielmehr ist je­ de 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 ge­ pulsten Diode erzeugt wird. Hierdurch wird der Zeitraum grö­ ßer, der für das Auslesen einer Reihe von Detektoren in der De­ tektoranordnung 16 zur Verfügung steht, welche mittels jeder gepulsten Diode D beleuchtet werden. Um die Schwierigkeiten bei einem Diodenimpedanz-Zusammenbruch aufgrund des Anoden­ plasmas, das von desorbierten Gasen erzeugt wird, auf ein Mini­ mum herabzusetzen, wird jede Diode vor jedem 160 ns langen Ab­ tastimpuls mit einem oder mehreren Impulsen kurzer Dauer und niedrigerer Spannung vorher gepulst, um die Diodenanode anzu­ heizen 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 schluß in eine entsprechende Stelle vor das Filter 66 der vor­ zeitig gepulsten Diode geschaltet werden.
In Fig. 9 sind Kurven der Wellenformen der Spannung VD und des Stroms ID und des Röntgenstrahlenprofils IDVD mal 2,8 darge­ stellt, welche eine übliche Diodenquelle 36 wiedergeben. Die Wellenform RC 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 vor stehend ange­ führten vorzeitigen Impulsabgabe keinen plötzlichen Zusammen­ bruch der Impedanz ZD infolge der Ausbildung von Anodenplasma bei niedrigen Temperaturen. Vielmehr gibt es nur ein allmähli­ ches Abnehmen der Anodenimpedanz mit der Zeit infolge des all­ mählich schrumpfenden effektiven Kathodenradius RC. Durch Aus­ wählen einer Diode mit hoher Impedanz, welche bei einer Impe­ danz ZD von mehr als dem 2,8fachen der Generatorimpedanz ZG (80 Ω in diesem Beispiel) und vorzugsweise bei dem 4-bis 5 fachen dieses Werts, beispielsweise bei 300 Ω beginnt und wenn die Impedanz ZD über 2,8 ZG bis auf 2 ZG oder 160 Ω abnehmen kann, können die Änderungen in der Diodenspannung und dem -strom mehr oder weniger ausgeglichen werden. Das heißt, die Spannung VD fällt von 126 kV bei 40 ns auf 108 kV bei 160 ns; der Strom ID steigt jedoch während dieser Zeit von 420 A auf 660 A an. Folg­ lich bleibt der Diodenstrahlungsausgang IDVD 2,8 während des ganzen Impulses im wesentlichen konstant, sobald die Diode an­ schaltet. Wenn der angepaßte Impedanzwert von 80 Ω bei 260 ns erreicht ist, hat der Strahlungswirkungsgrad der Diode auf etwa 65% des Spitzenwertes abgenommen. Wenn folglich die Diode nach 160 ns abgeschaltet wird, sind die meisten der brauchbaren Rönt­ genstrahlen abgegeben worden, und der Strom ID ist nicht bis zu dem Punkt angestiegen, an welchem die Diodenanode überhitzt und dadurch beschädigt würde oder wo bei hoher Temperatur Anoden­ plasma aufgrund des Anodenschmelzens erzeugt würde. Mit anderen Worten, bei diesem Verfahren werden sowohl die Spannung als auch der Strahlungsausgang etwa konstant gehalten, wodurch die mei­ sten Röntgenstrahlen bei einer sehr niedrigen Anodenerwärmung erzeugt werden.
In Fig. 1 und 3 wird während jeder Abtastung jede der 150 Dio­ denquellen 36 gepulst, wodurch der Patient aufeinanderfolgenden Röntgenstrahlenbündeln oder -impulsen ausgesetzt wird, die an auseinanderliegenden Stellen entlang eines Kreises erzeugt wer­ den, wobei jeder Impuls einen fächerartigen Winkel von etwa 45° 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 Strah­ lungsdetektoren 100 vorgesehen. In der dargestellten, kreisför­ migen Quellenanordnung sind bis zu 750 Detektoren, die dicht gepackt um den Ring 98 herum angeordnet sind, wobei ihre Fen­ ster nahe bei dem Quellenabschnitt 14 angeordnet sind oder die­ sen überdecken, wie in Fig. 3 dargestellt ist.
Die Detektoren 100 können eine übliche Ausführung haben. Der in Fig. 3 dargestellte Detektor weist einen Szintillationskri­ stall 102 auf, welcher Licht emittiert, wenn Röntgenstrahlen X auf ihn auftreffen. Die Lichtphotonen werden mittels einer her­ kömmlichen Photovervielfacherröhre 106 an einen Lichtleiter 104 angekoppelt. Die Röhre 106 gibt über eine Leitung 108 ein Sig­ nal 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, die durch die Leitungen 108 an den Ausgabeabschnitt 26 angekoppelt sind. In dem Abschnitt 26 wer­ den die Signale digitalisiert und die Daten werden dann in den Rechnerabschnitt 28 geladen.
Wenn die zweite Quelle 36 gepulst wird, gibt eine weitere Grup­ pe von Detektoren in einem 45°-Sektor Ausgangssignale ab, wel­ che verarbeitet und in den Rechnerabschnitt 28 eingegeben wer­ den. Dieser Vorgang dauert für alle Quellen 36 an, so daß am Ende einer vollständigen Abtastung die etwa 15 ms dauert, der Rechner 28 Datengruppen von 150 Quellenlagen enthält, wobei je­ de Datengruppe aus etwa 175 Strahlen eines 45°-Sektors von De­ tektoren 100 besteht. In dem Abschnitt 28 werden alle diese Da­ ten verarbeitet und in Beziehung zueinander gesetzt, um ein Re­ konstruktionsbild des ausgewählten Querschnitts oder der ausge­ wählten Ebene durch den Patienten P zu schaffen.
Wegen der schnellen Abtastzeit können mit der erfindungsgemä­ ßen Einrichtung auch Rekonstruktionsbilder von dynamischen Or­ ganen, wie dem schlagenden Herz erhalten werden. Einige Rekon­ struktionsbilder können jedoch wegen einer verminderten Röntgen­ strahlendurchlässigkeit 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 er­ halten werden, indem bis zu 300 oder sogar bis zu 600 Lagen wäh­ rend einer bestimmten Abtastung in einfacher Weise dadurch ge­ schaffen werden, daß der Quellenabschnitt um einen kleinen Win­ kel 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 Außen­ wandung 34a des Rings 34 ist ein Teil 152 angebracht, das mit einem drehbaren Ritzel 154 kämmt, das von einem kleinen Schritt­ motor 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 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 er­ halten werden können. In diesem Fall kann infolge einer gerin­ geren Röntgenstrahlen-Durchlässigkeit durch diese Bereiche des Körpers jede Diodenquelle 36 in jeder Stellung mehrfach ge­ pulst werden, um das Rekonstruktionsbild zu optimieren.
Die Diodenquellen 36, die insbesondere in Fig. 2 dargestellt und radial ausgerichtet sind, stellen Punktquellen für Röntgenstrah­ len dar. Selbstverständlich können diese Quellen auch in axia­ ler Richtung, d. h. parallel zur Achse A ausgerichtet sein und wirken dann als Zeilenquellen in solchen Anwendungsfällen, wo eine Zeilenquellenanordnung bevorzugt wird.
Statt einzelne Röntgenstrahlenquellen 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 Ano­ denstäben 160 aufweist, die auf einem Kreis angeordnet sind, des­ sen 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 Plat­ ten 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 toroid­ förmigen Gehäuse untergebracht werden und es können Anschlüsse an den Kathodenplatten und einzelnen Anodenstäben von dem Im­ pulsgenerator 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 stellt. In dieser Anordnung sind eine Reihe Platten um einen Kreis herum verteilt, dessen Achse die Achse A der Abtastein­ richtung ist. Jede zweite Platte ist mit dem Erdpotential ver­ bunden. 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 Zwi­ schenraum angeordneten Platten, z. B. die Platten 168a und 168b über einen Verteiler 92 (Fig. 6) mit dem Impulsgenerator ver­ bunden. Die Platten können aus Kohlenstoff oder plattiertem Wolfram hergestellt sein, wie oben beschrieben ist. Diese An­ ordnung hat den Vorteil, daß die Dioden sehr dicht gepackt an­ geordnet werden können, um ein maximales räumliches Auflösungs­ vermögen zu erhalten und um eine maximale Anzahl von Ansichten einen gegebenen Raumvolumens zu schaffen.
Durch die Verwendung von kompakten Kaltkathodendiodenanordnun­ gen als einzelne Quellen in einer Einrichtung für eine Abbil­ dung mittels Strahlung kann eine große Anzahl derartiger Quel­ len sehr dicht beieinander angeordnet werden. Wenn sie folglich in einer CT-Abtasteinrichtung vorgesehen sind, kann die Anord­ nung während einer ganzen Abtastung stationär bleiben, so daß keine komplizierten Schrittschaltmechanismen wie bei herkömmli­ chen 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 Impuls­ generator mit einer verhältnismäßig niedrigen Schaltungsinduk­ tivität verwendet werden, wobei der Generator seine Energie von einer eine verhältnismäßig niedrige Spannung abgebende, nicht geregelte Energieversorgung erhält, wodurch weitere Kosten ein­ gespart werden können. Darüber hinaus kann mit Hilfe des Impuls­ generators 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 sichten darstellen, in sehr kurzer Zeit mit der erfindungsgemä­ ßen 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-Anre­ gungsanalyse mittels Röntgenstrahlen angewendet werden.

Claims (19)

1. Computertomograph mit einer stationären Anordnung von Quellen für Röntgenstrahlung und Strahlungsdetektoren, wobei
  • a) eine Quelle für Röntgenstrahlung vorgesehen ist, die eine ortsfeste Anordnung von Kaltkathodendioden aufweist, welche Röntgenstrahlung in Abhängigkeit von einem Hochspannungsimpuls emittieren, der zwischen der Anode und der Kathode zugeführt wird,
  • b) eine Spannungsquelle zur Erzeugung hoher Spannungen zur Umwandlung in Hochspannungsimpulse vorgesehen ist,
  • c) eine Einrichtung zur sequentiellen Zufuhr der Hochspannungsimpulse zu den Dioden in der Anordnung vorgesehen ist, derart, daß die Dioden ver­ anlaßt werden, aufeinanderfolgend Röntgenimpulse zu emittieren, die eine praktisch konstante Amplitude aufweisen,
  • d) ein Strahlungsdetektor zum Emittieren von Ausgangssignalen in Ab­ hängigkeit von den von den Kaltkathodendioden emittierten Röntgen­ impulsen nach dem Durchtritt der Röntgenimpulse durch einen Patienten vorgesehen ist, sowie
  • e) eine Einrichtung vorgesehen ist, die auf die Ausgangssignale der Detektoren anspricht, um ein Rekonstruktionsbild des von der Röntgen­ strahlung durchsetzten Körperabschnitts herzustellen,
  • f) der Impulsgenerator (22) eine relativ zu der Impedanz der Dioden (36) fehlangepaßte Ausgangsimpedanz aufweist und Impulse von weniger als 200 kV erzeugt, deren Dauer größer als 100 Nanosekunden ist,
  • g) jede Diode (36) eine Impedanz von mehr als 100 Ohm aufweist, und wobei
  • h) die Einrichtung zur sequentiellen Zufuhr der Hochspannungsimpulse
  • 1) einen den Ausgang der Spannungsquelle überbrückenden primären Kon­ densator (74) aufweist,
  • 2) eine mit der einen Seite des primären Kondensators verbundene Lade­ schaltung (76),
  • 3) eine mit dem Ausgang der Ladeschaltung verbundene Impulsformer­ schaltung (84),
  • 4) eine zwischen dem Ausgang der Ladeschaltung auf der anderen Seite des primären Kondensators verbundene Schalteinrichtung (90), um den Eingang der Impulsformerschaltung (84) zu erden, wenn die Schalteinrichtung betätigt wird, um die Hochspannungsimpulse in Ver­ bindung mit der Impulsformerschaltung zu bilden, sowie
  • 5) einen Hochspannungsverteiler (92) zum Verteilen der Impulse von der Impulsformerschaltung auf die Anordnung von Kaltkathoden aufweist.
2. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Quellen- und Detektoranordnungen (14, 16) um eine gemeinsame Achse (A) kreisförmig und nebeneinander angeordnet sind.
3. Computertomograph 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 bilden.
4. Computertomograph nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode in der Quellenanordnung (14) parallel zu der Achse (A) angeordnet ist, um eine linienförmige Röntgenstrahlenquelle zu bilden.
5. Computertomograph 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. Computertomograph 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. Computertomograph nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch einen oder mehrere elektrisch leitende Feldverstärkungslappen (163, 165), die in jedem Plattenpaar von der einen in Richtung auf die andere Platte vorstehen.
8. Computertomograph nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß ein oder mehrere elektrisch leitende, ringförmige Feldverstärkungs­ teile (53) von der Kathode (52) zur Anode (48) hin vorstehen.
9. Computertomograph nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Kathode (52) und die Anode (48) im wesentlichen aus Kohlenstoff ge­ bildet sind.
10. Computertomograph nach Anspruch 4, gekennzeichnet durch eine dünne Schicht (69) aus Wolfram auf der Anode (48).
11. Computertomograph nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch eine dünne Schicht (70) aus Kohlenstoff, die auf die Wolframschicht (69) aufge­ bracht ist.
12. Computertomograph nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Diodenanode (48) Wolframmetall aufweist.
13. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dioden in der Anordnung ein Paar im Abstand voneinander ange­ ordneter 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. Computertomograph nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß eine oder mehrere Feldverstärkungslappen (163, 165) von der Kathodenplatte zu den Drähten hin vorstehen, und daß die Anodenplatten mehr oder weniger senkrecht zu den Anodendrähten hin ausgerichtet sind.
15. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur vorhergehenden Impulszufuhr zu den Dioden (36, D) vor Zufuhr eines Impulses mit der Dauer von mehr als 100 Nanosekunden vorgesehen ist, um einen oder mehrere kurze Impulse mit einer verhältnismäßig niedrigen Spannung zuzuführen, um desorbierte Gase von der Diodenanode (48) zu entfernen.
16. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jeder der Impulse eine Spannung in der Größenordnung von 120 bis 130 kV und eine Dauer in der Größenordnung von 150 bis 160 ns aufweist.
17. Computertomograph nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode eine Impedanz von mehr als dem 2,8fachen der Ausgangs­ impedanz der impulsanlegenden Einrichtung (22) hat.
18. Computertomograph nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß jede Diode eine Impedanz hat, die das 4- bis 5fache der Ausgangs­ impedanz der impulsanlegenden Einrichtung (22) beträgt.
19. Computertomograph nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß das freie Ende der Diode konisch zuläuft (48a).
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NL (1) NL7905342A (de)

Families Citing this family (66)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL8004727A (nl) * 1980-08-21 1982-03-16 Philips Nv Stralingsonderzoekapparaat met spleetvormige bundel.
US4958365A (en) * 1981-10-21 1990-09-18 Elscint Ltd. Medical imaging device using triggered plasma cathode flash X-ray source
US4592079A (en) * 1981-10-21 1986-05-27 Elscint Ltd. Medical imaging device using triggered plasma cathode flash X-ray sources
US4606061A (en) * 1983-12-28 1986-08-12 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Light controlled x-ray scanner
US4669103A (en) * 1984-05-29 1987-05-26 Elscint Ltd. CT scanner with rotatable fan beam and non-rotatable detector ring
US4670894A (en) * 1985-05-20 1987-06-02 Quantum Diagnostics Ltd. X-ray source employing cold cathode gas discharge tube with collimated beam
US4723263A (en) * 1985-05-20 1988-02-02 Quantum Diagnostics, Ltd. X-ray source
JPS6321040A (ja) * 1986-07-16 1988-01-28 工業技術院長 超高速x線ctスキヤナ
JPH0338198U (de) * 1989-08-24 1991-04-12
DE4015105C3 (de) * 1990-05-11 1997-06-19 Bruker Analytische Messtechnik Röntgen-Computer-Tomographie-System
JP2589613B2 (ja) * 1991-09-17 1997-03-12 株式会社日立製作所 X線ctの画像化方法及びx線ct装置
FR2703556B1 (fr) * 1993-03-30 1995-05-19 Centre Nat Rech Scient Générateur impulsionnel de rayons X.
JP2778576B2 (ja) * 1996-04-02 1998-07-23 日本電気株式会社 Emi対策回路
US8909325B2 (en) 2000-08-21 2014-12-09 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US8489176B1 (en) 2000-08-21 2013-07-16 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US8565860B2 (en) 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US7082182B2 (en) * 2000-10-06 2006-07-25 The University Of North Carolina At Chapel Hill Computed tomography system for imaging of human and small animal
US7085351B2 (en) * 2000-10-06 2006-08-01 University Of North Carolina At Chapel Hill Method and apparatus for controlling electron beam current
US7227924B2 (en) * 2000-10-06 2007-06-05 The University Of North Carolina At Chapel Hill Computed tomography scanning system and method using a field emission x-ray source
US20040213378A1 (en) * 2003-04-24 2004-10-28 The University Of North Carolina At Chapel Hill Computed tomography system for imaging of human and small animal
US6876724B2 (en) 2000-10-06 2005-04-05 The University Of North Carolina - Chapel Hill Large-area individually addressable multi-beam x-ray system and method of forming same
DE60230951D1 (de) * 2001-02-23 2009-03-12 Mitsubishi Heavy Ind Ltd Röntgen ct gerät
US6760407B2 (en) * 2002-04-17 2004-07-06 Ge Medical Global Technology Company, Llc X-ray source and method having cathode with curved emission surface
US7889835B2 (en) * 2003-08-07 2011-02-15 Morpho Detection, Inc. System and method for detecting an object by dynamically adjusting computational load
US7492855B2 (en) 2003-08-07 2009-02-17 General Electric Company System and method for detecting an object
US7968851B2 (en) 2004-01-13 2011-06-28 Spectrum Dynamics Llc Dynamic spect camera
WO2006051531A2 (en) 2004-11-09 2006-05-18 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
CN1981210A (zh) 2004-01-13 2007-06-13 光谱动力学有限责任公司 多维图像重构
US8571881B2 (en) 2004-11-09 2013-10-29 Spectrum Dynamics, Llc Radiopharmaceutical dispensing, administration, and imaging
WO2008010227A2 (en) 2006-07-19 2008-01-24 Spectrum Dynamics Llc Imaging protocols
US8586932B2 (en) 2004-11-09 2013-11-19 Spectrum Dynamics Llc System and method for radioactive emission measurement
US9470801B2 (en) 2004-01-13 2016-10-18 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
US7609807B2 (en) * 2004-02-17 2009-10-27 General Electric Company CT-Guided system and method for analyzing regions of interest for contraband detection
US7031430B2 (en) * 2004-04-06 2006-04-18 General Electric Company System and method for detecting objects with differential operators
US7356174B2 (en) * 2004-05-07 2008-04-08 General Electric Company Contraband detection system and method using variance data
US7274772B2 (en) * 2004-05-27 2007-09-25 Cabot Microelectronics Corporation X-ray source with nonparallel geometry
EP1778957A4 (de) 2004-06-01 2015-12-23 Biosensors Int Group Ltd Optimierung der messung radioaktiver strahlung an besonderen körperstrukturen
US8423125B2 (en) 2004-11-09 2013-04-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
US8615405B2 (en) 2004-11-09 2013-12-24 Biosensors International Group, Ltd. Imaging system customization using data from radiopharmaceutical-associated data carrier
US9316743B2 (en) 2004-11-09 2016-04-19 Biosensors International Group, Ltd. System and method for radioactive emission measurement
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
US8155262B2 (en) * 2005-04-25 2012-04-10 The University Of North Carolina At Chapel Hill Methods, systems, and computer program products for multiplexing computed tomography
US8644910B2 (en) 2005-07-19 2014-02-04 Biosensors International Group, Ltd. Imaging protocols
US8837793B2 (en) 2005-07-19 2014-09-16 Biosensors International Group, Ltd. Reconstruction stabilizer and active vision
US8894974B2 (en) 2006-05-11 2014-11-25 Spectrum Dynamics Llc Radiopharmaceuticals for diagnosis and therapy
US8189893B2 (en) * 2006-05-19 2012-05-29 The University Of North Carolina At Chapel Hill Methods, systems, and computer program products for binary multiplexing x-ray radiography
US8610075B2 (en) 2006-11-13 2013-12-17 Biosensors International Group Ltd. Radioimaging applications of and novel formulations of teboroxime
US9275451B2 (en) 2006-12-20 2016-03-01 Biosensors International Group, Ltd. Method, a system, and an apparatus for using and processing multidimensional data
US7751528B2 (en) * 2007-07-19 2010-07-06 The University Of North Carolina Stationary x-ray digital breast tomosynthesis systems and related methods
US8521253B2 (en) 2007-10-29 2013-08-27 Spectrum Dynamics Llc Prostate imaging
RU2491019C2 (ru) * 2008-02-22 2013-08-27 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Квазистатическая установка с распределенными источниками для рентгеновской визуализации с высокой разрешающей способностью
US7809101B2 (en) * 2008-06-06 2010-10-05 General Electric Company Modular multispot X-ray source and method of making same
US8600003B2 (en) 2009-01-16 2013-12-03 The University Of North Carolina At Chapel Hill Compact microbeam radiation therapy systems and methods for cancer treatment and research
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
FR2954664B1 (fr) 2009-12-22 2012-03-09 Thales Sa Source de rayons x compacte.
US8358739B2 (en) 2010-09-03 2013-01-22 The University Of North Carolina At Chapel Hill Systems and methods for temporal multiplexing X-ray imaging
KR101773960B1 (ko) * 2011-06-30 2017-09-12 한국전자통신연구원 단층합성영상 시스템
CN102988076B (zh) * 2012-12-11 2015-05-13 苏州生物医学工程技术研究所 Ct扫描仪
CN103340641B (zh) * 2013-04-27 2016-06-08 中国人民解放军北京军区总医院 Ct扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法
US9782136B2 (en) 2014-06-17 2017-10-10 The University Of North Carolina At Chapel Hill Intraoral tomosynthesis systems, methods, and computer readable media for dental imaging
US10980494B2 (en) 2014-10-20 2021-04-20 The University Of North Carolina At Chapel Hill Systems and related methods for stationary digital chest tomosynthesis (s-DCT) imaging
CN109350097B (zh) * 2018-12-17 2021-11-05 深圳先进技术研究院 X射线源阵列、x射线断层扫描系统和方法
JP7222109B2 (ja) * 2019-09-26 2023-02-14 富士フイルム株式会社 放射線管取付部材、放射線源、およびトモシンセシス撮影装置
US11447356B2 (en) 2020-05-18 2022-09-20 Butler Automatic, Inc. System and method for aligning and joining the same sides of two web materials
CN111726925B (zh) * 2020-06-12 2022-05-31 北方工业大学 一种脉冲模式下x射线脉冲剂量波形的优化方法
GB202016907D0 (en) * 2020-10-24 2020-12-09 Scintacor Ltd An irradiation apparatus

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR1390049A (fr) * 1963-06-24 1965-02-19 Field Emission Corp Appareil pour engendrer des impulsions de rayons chi de grande intensité
US3919552A (en) * 1968-08-23 1975-11-11 Emi Ltd Method of and apparatus for examining a body by radiation such as X or gamma radiation
US3883760A (en) * 1971-04-07 1975-05-13 Bendix Corp Field emission x-ray tube having a graphite fabric cathode
JPS485832U (de) * 1971-06-02 1973-01-23
DE2442809A1 (de) * 1974-09-06 1976-03-18 Philips Patentverwaltung Anordnung zur ermittlung der absorption in einem koerper
JPS51126088A (en) * 1975-03-20 1976-11-02 Emi Ltd Device for inspecting body by transmissive radiation
US4045672A (en) * 1975-09-11 1977-08-30 Nihon Denshi Kabushiki Kaisha Apparatus for tomography comprising a pin hole for forming a microbeam of x-rays
NL7611391A (nl) * 1975-10-18 1977-04-20 Emi Ltd Roentgentoestel.
US4047041A (en) * 1976-04-19 1977-09-06 General Electric Company X-ray detector array
US4129783A (en) * 1976-05-06 1978-12-12 General Electric Company High speed computerized tomography imaging system
IL51490A (en) * 1976-05-06 1979-05-31 Gen Electric High speed tomography using multiple x-ray sources
DE2658533A1 (de) * 1976-12-23 1978-06-29 Siemens Ag Geraet zur darstellung von durchleuchtungs-koerperschichtbildern

Also Published As

Publication number Publication date
GB2025729A (en) 1980-01-23
US4289969A (en) 1981-09-15
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GB2109626A (en) 1983-06-02
DE2927811A1 (de) 1980-01-31
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GB2025729B (en) 1983-05-18
NL7905342A (nl) 1980-01-14
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JPS6351695B2 (de) 1988-10-14
GB2109987B (en) 1983-10-12

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