DE2927811C2 - Computertomograph - Google Patents
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- H05G1/20—Power supply arrangements for feeding the X-ray tube with high-frequency ac; with pulse trains
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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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