SE431284B - Datortomograf - Google Patents

Description

780.872 5- 1 rbrittiska patentskriften l 478 l24, och databehandlingsar- rangemanget beskrives i den svenska patentskriften 7405528-6.

Den stora framgång och effektivitet som uppnåtts med datortomografer som den ovannämnda CT 5005, har medfört att stora ansträngningar nedlagts på att söka få snabbare av- sökningsenheter, i syfte att âstadkoma representationer med ännu större tydlighet än de som erhålles med kända system så- som det nyssnämnda. Andra syftemâl med att åstadkomma snabba- re verkan hos avsökningsenheten är att öka antalet behandlade patienter per tidsenhet och att möjliggöra detaljstudier av hjärtan under minskning av risken för att hjärtats rörelse skall göra bilden otydlig.

En framgångsväg, som ger stor minskning av insamlings- tiden för avsökningsenheten beskrives i svenska patentskrif- ten 7614060-7, vars beskrivning härmed förklaras innefattad i föreliggande text. Denna uppfinning är relaterad till den ovannämnda tidigare ansökan, och ett av syftena är att kunna utvälja en viss klass av den stora mängd av apparatur som om- fattas av den tidigare ansökan, och vilken klass uppvisar vis- sa fördelar, vilka framgår tydligare av den fortsatta beskriv- ningen.

I avsikt att ge en klar förståelse av uppfinningen och möjliggöra dess användning kommer nu ett icke-begränsande ut- föringsexempel att beskrivas under hänvisning till ritningar- na.

Fig. l visar en genomskärningsvy av en apparat i en- lighet med ett utföringsexempel.

Fig. 2 visar en röntgenkälla, som är lämplig för an- vändning med den i fig. l visade apparaturen.

Fig. 3 är en schematisk ritning, som visar förhållan- det mellan de strâlgångar, för vilka absorptionsdata framta- ges i enlighet med ett utföringsexempel.

Fig. l, som liknar motsvarande figur i den nämnda svens- ka patentskriften 7614060-7, visas en genomskärning i enlig- het med ett utföringsexempel av uppfinningen. En kropp l, som skall undersökas och visas i tvärsnitt, är uppburen av en lämpligt utformad bädd 2, likaledes visad i genomskärning. 7808725-1 Ett material 3, som har en absorption för strålningen, liknan- de absorptionen för kroppsvävnader, är anordnat mellan krop- pen l och bädden 2 för att i huvudsak eliminera luft från ga- pet mellan kropp och bädd och ge visst stöd åt patienten samt sträcker sig delvis runt kroppen för att åstadkomma en appro- ximativt cirkulär tvärsnittsform för den geometri som utsät- tes för strålningen. Materialet 3 kan vara vatten eller ett visköst eller partikelformigt material i en eller flera böj- liga påsar. Kroppen hålles stadigt i önskat läge medelst exem- pelvis ett kvarhållningsbälte 4.

Eädden 2 och kroppen l insättes i ett hål 5 i ett ro- terbart organ 6, så att en önskad del av kroppen centreras i hålet. Det roterbara organet 6 är anordnat att svängas kring en axel 7, anordnad i kroppens längdriktning och vinkelrätt mot papperet i figuren, skärande hålet 5. Organet visas för den skull schematiskt såsom uppburet av tre kugghjul Sa, b, c, vilka ingriper med kugghjulständer, som ej är visade men skur- na i organets 6 periferi. Kugghjulen 8 är roterbart anordnade i en huvudram 9 till apparaten, vilken kan ha godtyckligt lämplig form för uppbärande av apparaturen och möjliggöra den nödvändiga rotationen. Ett ytterligare kugghjul 10 som lika- så ingriper med kuggtänderna på organet, drives av en elekt- risk motor ll, som likaså är monterad på huvudramen 9 och tjänar till att åstadkomma den nödvändiga rotationsrörelsen.

Arrangemanget med kugghjulen 8 visas i enkelhetens och klar- hetens intresse, men i praktiken användes en kullagerkonstruk- tion med stor diameter. Det roterbara organet 6 har då en bakåtstickande fläns, vilken drives av ett tandhjul medelst en elektrisk motor.

Det roterbara organet 6 uppbär även en röntgenkälla 12, en bank av detektorer 13 och därtill hörande kollimatorer 14.

Detektorerna, vilka vid ett typiskt utföringsexempel är 312 till antalet, kan vara varje lämplig typ, exempelvis scin- tillationskristaller med tillhörande optisk-elektrisk signal- omvandlare såsom fotomultiplikatorer eller fotodioder.

Strålningskällan 12 innehåller en utsträckt target/- anod l5, vilken kommer att diskuteras vidare nedan, samt av- ger en solfjädersformad stråle 16 med röntgenstrålar kommande 7808725-1 från punkter, vilka kan återkommande avsökas med elektroniska medel med början vid läget l6a till läget l6b enligt figuren.

Vid detta exempel sträcker sig röntgensolfjädersformen över 500, och avsökningen av strålpunkten utefter anoden 15 sker över ungefär 5 cm, ehuru det kan röra sig om mer eller mindre efter önskan. Kollimatorerna har längdaxlar, vilka skär var- andra vid centrum av anoden 15. Detektorerna är anordnade att motta strålningen från solfjädersformen 16 för varje läge av utgångspunkten från röntgenstrålarna under dess laterala av- sökning utefter anoden 15. Det må framhållas att kollimatorer- na 14 har sådana dimensioner, att dylik detektion är möjlig, samtidigt som spridd strålning är förhindrad i största möjli- ga praktiska mån från att bli detekterad.

I detta exempel är röntgenkällan 12 placerad vid pass 50 cm från centralaxeln 7, med detektorerna 13 placerade yt- terligare 50 cm bort på motsatta sidan om axeln 7. Om så öns- kas kan emellertid avstånden från källan till axeln 7 och från detektorn till axeln 7 vara olika, utan att man för den skull avlägsnar sig från uppfinningens principer, om bara arrangemangets geometri är noggrant känd.

Om vi för ett ögonblick bortser från den ovan nämnda rotationsrörelsen, är arrangemanget sådant att den punkt som avger röntgenstrålarna upprepade gånger passerar utefter ano- den 15, varvid solfjädern av röntgenstrålar går från visade läget l6a till visade läget l6b och därefter snabbt återgår till startpunkten, innan avsökningsförloppet repeteras. Under varje dylik kontinuerlig avsökningsrörelse kommer varje de- tektor i uppsättningen l3 att avge utgångssignaler, som anger intensiteten för den på dessa inkommande strålningen i tur och ordning utefter ett antal i huvudsak linjära strålbanor; Dessa utgångssignaler förstärkes i förstärkare 17 och anbring- as därefter till var sin integrator i en integratorgrupp 18, d.v.s. det finns en integrator för varje detektor. Varje ut- gångssignal integreras sedan över en utvald tidsperiod, så att man får en analog signal motsvarande den totala strâlnings- intensiteten som infallit på respektive detektor under denna tidrymd och som passerat genom kroppen l utefter en bana, som 7808725-1 praktiskt sett undersökts av denna detektor, under hänsynsta- gande till rotationsrörelsen. I detta exempel kan vi anta att tidgivningen för integrationsintervallen ger 60 perioder under tidrymden för en "framåtgående" lateralavsökning av röntgensolfjädern 16 (från l6a till 16b). Man inser att det i praktiken vore möjligt att anordna ett större eller mindre an- tal integrationsintervaller för varje framåtgående avsöknings- förlopp, beroende på rådande omständigheter. Arrangemanget en- ligt detta exempel medför sålunda att varje detektor mäter strålning, praktiskt sett, utefter 60 smala strålgångsvägar, så att denna.detektor samverkar med 60 lika fördelade lägen utefter anoden 15. Strålarna har naturligtvis praktiskt sett bredder, bestämda av integrationsintervallerna och en statisk strålgeometri, och har en form, som bestämmas av avsöknings- rörelsernas geometri under dessa intervallet. Med hänsyn till förklaringen kan vi emellertid betrakta dem som representerade med enkla linjer, vilka i praktiken är deras centrumlinjer.

De linjer som illustrerar ytterkanterna av solfjädern 16 utgör sålunda centrumlinjerna för de yttersta strålarna i solfjä- dern.

De analoga signalerna för dessa strålar omvandlas se- dan till digital form i omvandlaren 19 och till logaritmisk form i omvandlaren20, för att sändas till ytterligare behand- lingskretsar 21. Man inser att en förstärkare 17, integrator 18, A/D-omvandlare 19 och logaritmisk omvandlare 20 finnes för varje detektor, och att samtliga drives synkront. Samtliga kretsar 15 - 19 är av välkänd konstruktion. Behandlingskret- sarna 21 fungerar så att signalerna sorteras till uppsätt- ningar, motsvarande absorptionen utefter grupper av strålvä- gar med en gemensam egenskap, på sätt som kommer att beskri- vas mera i detalj nedan, för att sedan behandlas med lämpliga kretsar, såsom dem som beskrives i svenska patentskriften 7405528-6, för att få den önskade representationen. Om egen- skapen ifråga för strålgrupperna ej är parallellism, kan man använda den teknik som beskrives i brittiska patentet 1 576 286 för att kompensera för små fel, som annars skulle kunna komma in i representationen på grund av att kretsarna v I" 7808725-1 enligt svenska patentskriften 7405528-6 fungerar bäst på grup- per av utgångssignaler, vilka hänför sig till parallella strå- lar.

För att uppnå den uppfinningsmässiga effekten, som kommer att beskrivas i detalj nedan, âstadkomer motorn ll en kontinuerlig, medursvis rörelse för roterbara organet 6 och all den utrustning som är monterad därpå, kring axeln 7 och därför kring kroppen l till den på bädden 2 placerade patienten.

Organets rörelse och den elektroniska avsökningen med röntgen- solfjädern 16 måste stå i ett strikt förhållande till varandra för att det önskade resultatet skall uppnås. För att åstad- komma detta är axeln till kugghjulet 10, såsom framgår av fi- guren, försedd med en därpå koaxialt monterad cirkulär skala 22 i form av en genomskinlig ring, som uppbär graverade linjer.

Dessa linjer kan avbryta en ljusbana mellan en ljuskälla och en fotocell i en enhet 23, som är monterad på maskinramen 9, varför fotocellen avger pulser för organets 6 rotationsrörel- se. Dessa pulser kan användas både för att driva integratorer- na l8 och för att styra röntgenkällan l2 på sätt som kommer att framgå. I vissa fall kan man föredra att använda en cir- kelskala med större diameter på organet 6 självt och att be- räkna tidgivningspulserna direkt därifrån. I Man ser att strålningsvägarna ej alla tillryggalägger lika stor längd genom kroppen l, med hänsyn till den approxi- mativt cirkulära tvärsnittsformen för kroppen och eventuellt omgivande material. Detta gör att de yttre detektorerna i upp- sättningen tenderar att ge högre utgângssignaler än mittpla- cerade detektorer, även vid en kropp med likformig absorption.

Denna effekt kan reduceras genom att anordna lämpligt formade, dämpande kroppar, som ej är här visade, mellan strålningskäl- lan l5 och kroppen l och/eller mellan kroppen l och detekto- rerna 13, så att man i huvudsak utjämnar längderna för absorp- tionsvägarna. Alternativt kan förstärkningsfaktorerna i res- pektive detektorer och/eller förstärkare på lämpligt sätt jus- teras. Alternativt eller därutöver kan korrektionsfaktorer uppmätas i närvaro av en artificiell kropp av likformig ab- sorption, såsom vatten i en lämpligt utformad låda eller en 7808725-1 r modell av plastiskt material (fantom). Dylika korrektionsfak- torer kan senare subtraheras från de mätta utgångssignalerna för kroppen 1.

Röntgenkällan 12 visas mera detaljerat i fig. 2 och innefattar en elektronkanon 24, matad av en konventionell och icke visad energikälla, vilken alstrar en elektronstrâle 25 som infaller på anoden 15 för att åstadkomma röntgensolfjä- dern 16. I fig. 2 är anodens 15 utsträckning anordnad vinkel- rätt mot papperet, så att även röntgensolfjädern 16 är vinkel- rät mot papperet. En kollimator 26 vid källan är anordnad på visat sätt för att begränsa röntgenstrålarna till i huvudsak solfjäderns plan, som är visat streckat vid 27, och detta är då planet för en genomskärning av kroppen l, som skall under- sökas. Givetvis behöver undersökningen ej begränsas till ett plan, om detta ej är önskvärt. Elektronkanonen och anoden är inneslutna i ett evakuerat hölje 28, som har ett halsparti, kring vilket är anordnade avsökningsspolar 29, vilka erhåller en sågtandssignal från en tidbasgenerator 30. Under drift kommer sågtandsspänningen från generatorn 30 att medföra att elektronstrålens 25 träffpunkt utefter anoden 15 förflyttar sig från den ena änden i riktningen vinkelrätt mot papperet för en avsökning såsom visas i fig. l. Ehuru en smal elektron- stråle visats, inses att man kan ha en bandformig stråle, an- vänd i samverkan med en anod 15 av lämplig form. Vidare finnes en kylning av anoden 15, som ej är visad och företrädesvis ut- föres som oljekylning på konventionellt sätt. Ehuru avsöknings- spolar visats i fig. 2, kan man om så önskas använda avböj- ningsplattor, och i och för sig kan varje konfiguration för röntgenkällan användas, vilken förmår åstadkomma en avsök- ningsrörelse för röntgensolfjädern 16, lämplig för uppfinning- ens utövande.

Som redan nämnts, avger tidbasgeneratorn 30 sin avsö- kande sågtandsspänning på konventionellt sätt, och för att åstadkomma önskat avsökningsförhållande måste denna sâgtands- spänning hållas i korrekt fas i förhållande till rotationen.

Det exakta, använda förhållandet bestämmes av pulserna från fotocellsenheten 23. Eftersom pulserna även avges till inte- 7808725-1 gratorer l8, hålles integrationstiderna i önskad relation till röntgensolfjäderns 16 avsökning, så att man får önskade effektiva strålgångsbanor.

Vi skall nu betrakta fig. 3 för en förklaring av appa- raturens funktion i ett utföringsexempel.

.I fig. 3 betecknar den yttre cirkeln 3l den gemensama ort, som anoden l5 till röntgenröret 12 och detektoruppsätt- ningen l3 följer. Den inre cirkeln 32 representerar hålet 5.

Lägena för ändpunkterna av röntgenrörets 12 anod 15 vid ett antal relevanta tidpunkter a - f under en undersökning anges med referensbokstäverna F (framsida) och R (baksida), i för- hållande till rotationen kring kroppen av organet 6, i varde- ra fallet åtföljd inom parentes av en liten bokstav, motsva- rande vederbörande tidpunkt, i intervallet a - f, när angiven ände upptager detta läge. Likaså visas lägena för vissa av detektorerna i uppsättningen 13 vid de nämnda tidpunkterna.

Dessa lägen betecknas med bokstaven D, åtföljd med en liten bokstav eller små bokstäver, angivande den avsedda detektorn, samt en liten bokstav inom parentes, angivande relevant tid- punkt inom intervallet l - f, när den så identifierade detek- torn upptager detta läge.- De första lägen som skall betraktas, ehuru det bör no- teras att dessa lägen ej med nödvändighet utgör lägen upp- tagna vid undersökningens start, är röntgenkällans framläge F(a) och läget Dr(a) som upptages av detektorn Dr vid samma tidpunkt. Vid denna tidpunkt, (a), mottager detektorn Dr strålning, utsänd från framänden F till anoden utefter en strâlväg 33(a). Som redan nämnts, alstras från anoden en strål- ningssolfjäder, utgående från det område av anoden som bombar- deras av elektroner vid en given tidpunkt och ytterpartierna av denna solfjäder vid tidpunkten (a) visas vid 34(a) och 35(a), samt faller på detektorer Dl respektive Dn vid lägena Dl(a) och Dn(a). Man inser att detektorerna Dl och Dn motsva- rar de yttersta detektorerna (d.v.s. den första och den sista detektorn) i uppsättningen 13 och att, ehuru av tydlighets- skäl blott ett fåtal lägen kommer att särskilt beskrivas, samt- liga detektorer avger utgångssignaler hela tiden. 7808725-1 Om vi återgår till strålen 33(a), ser man att denna faktiskt stoppar vid detektorläget Dr(a), men om denna stråle extrapoleras, i enlighet med den streckade linjen 33', så skär den andra strålar vid en punkt P, som är känd som en pivå-punkt och vars betydelse kommer att beskrivas nedan.

Medan röntgenkällan och detektorerna förflyttas runt kroppen genom vinkelvridningen för organet 6 genom en given vinkel G, så att framänden till anoden 15 flyttas till läget F(b) och detektorn Dr till läget Dr(b), komer elektronstrâ- len från röntgenröret 12 att svepas på nyss beskrivet sätt, från framänden F till bakänden R på anoden 15. Anoden har en vinkelutsträckning om 36 vid rotationsaxeln 7, och därför är nettoresultatet av rotationen kring kroppen för röntgenkällan som helhet i medursriktningen och den motursriktade avböj- ningen av elektronstrålen att vid tidpunkten (b), röntgenstrå- larna kommer från läget R(b), som vid denna tidpunkt upptages av bakänden till anoden 15. Den vinkel som vid mittaxeln 7 upptages av punkterna F(a) och R(b) är 29. Den strålväg som förenar lägena R(b) och Dr(b) visas vid 36(b), och om denna stråle extrapoleras enligt 36', kommer man att se att den skär strålen 33' vid pivå-punkten P. Man ser då alltså att samtliga sextio strålar från strålningskällan till detektorer Dr mel- lan tiderna (a) och (b), om de extrapoleras, mötes vid pivå- punkten P, åtminstone med ganska stor noggrannhet.

Elektronstrålen från röntgenröret 12 bringas sedan att gå tillbaka ganska snabbt (jämfört med den framåtgående svep- ningen) till framänden F av anoden. Återförandet kan emeler- tid ej göras ögonblickligt, utan tar typiskt omkring 10 % av den framåtgående sveptiden. Eftersom strålningskällans och de- tektorernas medursvisa vridning är kontinuerlig, kommer där- för nästa signifikanta läge att vara det vid F(c) visade, vil- ket är vinkelförflyttat med omkring 6/10 från läget F(b), som tidigare upptogs av framänden av anoden vid tidpunkten (b).

Vid tidpunkten (c) kommer en stråle 37(c) från läget F(c), vilken extrapolerad såsom 37' passerar genom pivå-punkten P, att träffa cirkeln 31 vid läget Dr+x(c), vilket är det läge som upptages av detektorn Dr+x vid denna tidpunkt. Bokstaven x 7808725-1 l0 .betecknar ett heltal, och dess storlek kommer naturligtvis att bestämas av parametrar i systemet såsom diametern för cirkeln 31, packningsdensiteten för detektorer i uppsättning- en 13 och värdet på 9.

Under nästa framåtgående svepning av elektronstrålen i röret 12 från fram- till bakkanten på anoden 15, kommer de- tektorn Dr+x att fortsätta till läget Dr+x(d). Strålen 38(d), som förenar strålningskälleläget R(d) med detektorläget Dr+x(d) vid tidpunkten (d) kan extrapoleras med linjen 38', så att den träffar punkten P. Man kan lägga märke till av rit- ningen i fig. 3 att det område inom cirkeln 32, som är be- gränsat av strålarna 33(a) och 36(b), motsvarande de strålvä- gar som följes av strålning, som faller på detektorn Dr un- der tiden mellan (a) och (b) till betydande grad överlappar motsvarande område, begränsat av strålarna 37(c) och 3É(d) och representerar strålvägar, som följes av sådan strålning som detekteras av detektorn Dr+x under tiden från (c) till (d). Området för överlappning visas genom den dubbelskuggade arean 39 mellan strålarna 33(a) och 38(d).

Den synvinkel som upptages vid pivå-punkten P av strål- vägarna 33(a) och 38(d) är något mindre än hälften av den vin- kel som vid denna punkt upptages av strålvägarna 33(a) och 36(b) eller av strålvägarna 37(c) och 38(d), på grund av den ändliga tid som det tar att åstadkomma den nämnda återsvepningen. Med hänsyn till detta och under betraktande av att i detta exem- pel föreligger sextio strålvägar mellan 33(a) och 36(b) liksom mellan 37(c) och 38(d), inser man att överlappningsområdet 39 innehåller något mindre än trettio strålvägar. Typiskt inne- håller detta område tjugosju strålvägar.

Därigenom att strålvägarna i området 39 blivit under- sökta av två olika detektorer (Dr och Dr+x) möjliggöres en jäm- förelse mellan känsligheten eller andra svarsegenskaper hos de två detektorerna. Detta är en viktig faktor vid flerde- tektorers datortomografer av här beskrivet slag. Ett sätt, på vilket jämförelsen kan utföras, är att summera utgångssig- nalerna, som kommer från detektorn Dr (eller deras logarit- mer) för samtliga tjugosju strålvägar i området 39, bilda en 78-08725-1 ll liknande summa för detektorn Dr+x och därefter jämföra de två summorna. Alternativt kan givetvis utgângssignalerna från de två detektorerna jämföras för varje enskild strålväg i områ- det 39, eller för deras logaritmer, varefter ett medelvärde tages för skillnaderna. Det är viktigt att detektoregenskaper- na jämföres, såsom här, på basis av utgângsisgnaler, som hän- för sig till strålningsvägar fördelade över en relativt stor area, i stället för för enstaka, överlappande strålvägar, eftersom den senare metoden ställer oacceptabelt höga krav på noggrannheten för strålvägarnas placering.

Om vi nu återgår till fig. 3, ser vi att samma sak upp- repas, varvid elektronstrålen bringas att gå tillbaka från bakänden på anoden l5 till dess framände, så att strålningen kommer från läget F(e) vid tidpunkten (e). Strålvägen 40(e) från läget F(e), vilken, extrapolerad såsom 40', går genom pivâ-punkten P, skär cirkeln 3l vid läget Dr+2x(e). Det är tydligt att strålning, som utsändes utefter banan 40(e), kom- mer att detekteras av detektorn Dr+2x. Därpå följande framåt- svepning av elektronstrålen i röret l2 medför att strålnings- källan erhåller läget R(f) vid tidpunkten (f) och att en strålväg 4l(f) som förenar detta röntgenkälleläge med läget Dr+2x(f) som upptages av detektorn Dr+2x vid denna tidpunkt, kan extrapoleras med linjen 41' mot pivå-punkten P. Man kan observera att strålvägarna 37(c) och 4l(f) avgränsar en area 42, liknande arean 39, vilken i detta fall medför att man kan jämföra egenskaperna hos detektorerna Dr+x och Dr+2x. Efter- som egenskaperna hos detektorn Dr+x redan jämförts med motsva- rande för detektorn Dr, ser man att de tre detektorerna kan normaliseras, till sina egenskaper.

Medan detta pågått, d.v.s. under tidsperioderna (a) till (b), (c) till (d) och (e) till (f), har andra detektorer detekterat strålning utefter andra strålvägar, vilka möts vid andra pivå-punkter, och jämförelser mellan egenskaperna hes olika detektorer utföres. Vidare fortsätter proceduren ef- ter tidpunkten (f), och till varje pivå-punkt såsom P finns ett antal detektorjämförelsezoner, såsom 39 och 42, vilka är fördelade över cirkeln 32, varigenom man kan normalisera 7808725-1 12 ,_ Ä egenskaperna hos en grupp av detektorer. Typiskt innefattar varje grupp omkring tjugosex detektorer, och det finns vid detta exempel totalt 312 detektorer i uppsättningen 13.

Problem, som sammanhänger med den ovan beskrivna pro- ceduren är att det behövs stora dataupplagringsmöjligheter.

Detta kan tillfredsställer om så önskas, men det är önskvärt att kunna reducera mängden upplagrade data. Detta kan ske genom att kombinera avläsningarna från ett antal varandra in- tilliggande detektorer (typiskt tre) vid något skilda tid- npunkter, så att varje kombinerad signal hänför sig till tre virtuellt superponerade strâlvägar. Det är lämpligt om de superponerade strålvägarna hamnar på varandra noggrannt i om- rådet för cirkelns 32 centrum och att de något divergerar vid kanterna till denna cirkel, så att den sammansatta strålvä- gen, vid vilken den kombinerade signalen hänför sig, är något indragen vid centrum av cirkeln 32. I detta exempel användes detektorerna 1, 2 och 3 för att åstadkomma sammansatta strå- lar, liksom detektorerna 4, 5 och 6, detektorerna 7, 8 och 9 samt detektorerna 10, ll och 12. I detta exempel har värdet x även satts till 12, varför detektorgruppen 1, 2, 3 på sätt som ovan beskrivits är normaliserad med detektorgrupperna 13, 14, 15; 25, 26, 27; 37, 38, 39 etc. Likaså är detektorgruppen 4, 5, 6 normaliserad med detektorgrupperna 16, l7, 18; 28, 29, 30; 40, 41, 42 etc., o.s.v. Sålunda finnes fyra jämförelseked- jor att utföra, och varje kedja har sig tillordnad en grupp av pivâ-punkter såsom P.

Det har tidigare omnämnts, att utsignalerna (i norma- liserat skick) företrädesvis samlas till uppsättningar, som hänför ag till vissa grupper av strålvägar, med önskade egen- skaper, innan behandlingen utföres. I detta exempel vill man sammansätta utgångssignalerna till uppsättningar, som hänför sig till grupper av strålningsvägar, vilka har en gemensam pi- vå-punkt såsom P. Dessa pivå-punktsbaserade strålvägar är di- vergenta, men eftersom pivå-punkterna såsom P ligger ganska långt bort från cirkeln 31, är de ej så divergenta, att man får oacceptabla fel i den önskade representationen, därest konvolutionsformen för behandling i enlighet med svenska patentet 7405523-53 kommer till användning; och detta gäller 7808725-1 13 F särskilt om rotationen utföres genom 3600, och man använder den korrektionsteknik som beskrives i brittiska patentet 1 576 286.

Dessa pivå-punktsbaserade grupper av strålningsvägar 7 undersökes, som redan sagts, av en grupp av detektorer, där samtliga svepes i förhållande till kroppen. De enskilda detek- torsvepningarna överlappar varandra, och därför kan detekto- rerna kalibreras med hänsyn till känsligheten. Vid det be- skrivna exemplet föreligger fyra "kalibreringskedjor", och man utför ingen jämförelse mellan detektorer i olika kedjor.

Om utgångsignalerna uppsamlats till uppsättningar hänförliga till grupper av strålvägar, utgående från ett gemensamt läge i strålningskälla, så skulle varje grupp innehålla bidrag från olika detektorkedjor, för vilka ingen korskalibrering vore tillgänglig.

Det är fördelaktigt och medför minskad röntgendos på patienten, om röntgenemissionen från röret 12 undertryckes under elektronstrålens återtagningsperioder. Detta möjliggör även bestämning av nollnivån för detektorerna. Om modulatio- nen utföres på sådant sätt, att röntgenstrålningen ej stoppar och startar abrupt utan i stället avklingar och stiger ganska graduellt, kan man erhålla fördelar genom att låta data, er- hållna med källan nära ändpunkterna för anoden 15, bli blan- dade.

En viktig fördel med arrangemang sådana som det ovan beskrivna är att röntgenkällan och detektorerna kan fungera på samma avstånd från rotationsaxeln 7 och data ändå erhållas, som har tillräcklig överlappning för att möjliggöra tillför- litlig normalisering av detektoregenskaperna. Om man har rönt- genkällan och detektorerna så anordnade, kan avsökningsenheten och solfjädersvinkeln för strålningen från röntgenkällan op- timeras.

Fördelarna enligt uppfinningen kan åstadkommas genom pivå-punkter såsom P, anordnade på ett avstånd om mellan d och 2d från axeln 7, där d är diametern för cirkeln 31. För den händelse att strålningskällan och detektoruppsättningen ej är anordnade på samma cirkel, måste d betraktas som utgö- 78987254 14 r rande diametern för den cirkulära banan, som detektorerna föl- jer. Med ett lämpligt arrangemang för strålreflektering i re- lation till organets 6 rotation kring kroppen, så kan pivå- punkterna anordnas bakom strålningskällan i stället för bakom ietektorerna, ehuru det nämnda intervall för pivå-punktslägen fortfarande gäller.

För den händelse gapen, t.ex. 43, som alstras mellan överlappsområden såsom 39 och 42, ej på l=npligt sätt kan ut- fyllas eller annars ej är möjliga att tolerera, kan elektron- avböjningshastigheten ökas till tillräcklig grad för att för- sluta gapen. I det beskrivna exemplet skulle en ökning av 10 % i avböjningshastigheten relativt rotationshastigheten medföra ett dylikt resultat.

Claims (10)

1. 78087 25-1 Patentkrav l. Datortomograf med en genomtränglig röntgenstrålning utsändande strâlningskälla (12), anordnad att bestråla ett patientläge (l) med en plant solfjädersformad strålningsför- delning, detektormedel (14) anordnade att mottaga från pa- tientläget kommande strålning, vilka innefattar många för röntgenstrålningen känsliga detektorer, vilka är fördelade över strålningsfördelningen, och första avsökningsmedel (8a - c, 10) anordnade att vinkelförflytta strålningskällan och de- tektormedlen runt patientläget kring en axel genom detta, vil- ken axel är i huvudsak vinkelrät mot strålningsfördelningen, k ä n n e t e c k n a d av andra avsökningsmedel (29, 15) rsynkroniserade med nämnda första avsökningsmedel och anordna- de att vinkelförflytta strålningsfördelningens utgångspunkt relativt detektormedlen i motsatt riktning jämfört med de första avsökningsmedlens förflyttningsriktning, varvid den av de andra förflyttningsmedlen orsakade förflyttningen är anord- nad att vara repetitiv och ha en större hastighet än den av I de första avsökningsmedlen orsakade förflyttningen, och var- vid synkroniseringen mellan nämnda första och andra avsök- ningsmedel är anordnad att under en avsökningscykel för de andra avsökningsmedlens repetitiva förflyttning medföra att en detektor avger utgångssignaler hänförande sig till en grupp av ömsesidigt i förhållande till varandra lutande strål- vägar genom patientläget, så att en grupp av strålvägar, hän- förande sig till denna detektor, är extrapoleringsbara till en pivå-punkt (P) på ett avstånd från axeln, vilket översti- ger de relevanta detektorernas avstånd till axeln.

2. Datortomograf enligt krav l, k ä n n e t e c k - n a d av att den nämnda synkroniseringen mellan det första och det andra avsökningsmedlets avsökning är anordnad att __under successiva cykler av den repetitiva förflyttningen, or- 789-8725-1 ae sakad av nämnda andra avsökningsmedel, bringa olika detektor- anordningar att alstra utgångssignaler hänförande sig till respektive grupper av strålvägar, som genomgår nämnda patinet- läge och är extrapoleringsbara till genomskärning vid pivå- punkten.

3. Datortomograf enligt krav 2, k ä n n e t egc k - n a d av att grupperna av strålvägar, för vilka utgångssig- naler är anordnade att alstras under successiva cykler, över- lappar i väsentlig grad inom patientläget.

4..Datortomograf enligt krav 3, k ä n n e t e c k - n a d _av medel förjämförelse av signaler alstrade av olika detektorer inom överlappningsområdet.

5. Datortomograf enligt krav 4, k ä n n e t e c k ~ n a d av att nämnda medel för jämförelse innefattar medel för att individuellt summera alla signaler som alstras av de nämnda olika detektorerna, där överlappning uppträder, samt medel för jämförelse av summorna för alstring av en rationa- liseringssignal.

6. Datortomograf enligt krav 4, k ä n n e t e c k - n a d av att nämnda medel för jämförelse innefattar medel för medelvärdesberäkning av signaler alstrade av olika detek- torer och hänförliga till i huvudsak sama strålväg.

7. Datortomograf enligt något av krav 4, 5 eller 6, k ä n n e t e c k n a t av medel för uppbyggnad av en jäm- förelsekedja mellan detektoranordningar fördelade över i huvud- sak hela strålningsfördelningens bredd, baserat på av anord- ningarna alstrade utgångssignaler och hänförliga till strål- vägar, som är extrapoleringsbara till skärning vid en gemensam pivå-punkt.

8. Datortomograf enligt något av föregående krav, k ä n n e t e c k n a d av medel för kombinering av utgångs- signaler alstrade av olika detektorer och hänförliga till strålvägar anordnade i i.huvudsak samma område av patientläget.

9. Datortomograf enligt krav 8, k ä n n e t e c k - n a d av medel för kombinerande av utgângssignaler erhållna från var sin grupp av ett antal av n varandra vidliggande de- tektorer före ytterligare behandling) vsosvzs-1 i7

l0. Datortomograf enligt krav 9, k ä n n e t e c k - n a d av medel för normalisering av egenskaper för varje grupp om n detektorer till flera andra grupper om n detekto- rer på basis av utgångssignaler hänförliga till strålvägar, som är extrapoleringsbara till en gemensam pivå-punkt, varvid vissa av de från varje grupp är hänförliga till strålvägar, som i huvudsak sammanfaller med strålvägar, för vilka signa- ler är anordnade att alstras av minst en annan av nämnda grup- per, varvid n företrädesvis utgör antalet fyra.