DE69310295T2

DE69310295T2 - Verbesserter röntgenstrahlenraumcomputertomographscanner

Info

Publication number: DE69310295T2
Application number: DE69310295T
Authority: DE
Inventors: John Pavkovich; Edward Seppi; Edward Shapiro
Original assignee: Varian Associates Inc
Current assignee: Varian Medical Systems Technologies Inc
Priority date: 1992-03-24
Filing date: 1993-03-24
Publication date: 1997-08-14
Anticipated expiration: 2013-03-25
Also published as: WO1993018822A1; EP0586692B1; US5335255A; JP3487599B2; JP2004000734A; JP3902578B2; DE69310295D1; AU685139B2; AU3967393A; AU654621B2; EP0586692A1; AU7164094A; JPH06508290A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Verfahren sowie Vorrichtungen zum Erzeugen verbesserter computertomographischer Bilder bzw. CT-Bilder unter Verwendung von Einrichtungen sowie Methoden, welche die Geometrie einer Röntgenstrahlen- Therapieeinrichtung simulieren.
Computertomographische Abtasteinrichtungen (CT) sind für das Erzeugen von Röntgenstrahlen-Querschnittsbildern von Schnitten durch eine Probe gut bekannt. Röntgenstrahlen werden verwendet, um durch die Probe aus verschiedenen Richtungen hindurchzutreten und auf einen Detektor aufzutreffen, so daß der Detektor auf diejenigen Röntgenstrahlenphotonen reagiert, welche nicht absorbiert werden. Die Geometrie zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Detektor ist so festgelegt, daß die Quelle und der Detektor, die zu einem Paar zusammengefaßt sind, um die Probe oder den Patienten, die bzw. der nahe der Rotationsachse angeordnet ist, gedreht werden können, während ein neuer Satz an Daten in vielen Winkelpositionen erstellt wird. Die Daten werden durch einen Hochgeschwindigkeitsrechner unter Verwendung bekannter Algorithmen verarbeitet, um einen Wiederaufbau der Matrix der Dichtefunktion der Probe mit der Möglichkeit zu erhalten, diese Dichtefunktion in ausgewählten Ebenen oder Schnitten über die Probe darzustellen.
Diagnostiker studieren derartige Querschnittsbilder und können nicht invasiv die Probe beurteilen, beispielsweise bei einem Krebspatienten.
Bei früheren CT-Geräten waren die Bilder häufig unscharf, vor allem aufgrund der Atmung oder anderer Bewegungen des Patientens während des Abtastens. Verschiedene Verbesserungen haben diese Probleme bei Standarddiagnose-Computertomographen beseitigt. Insbesondere sind Hochleistungs-Röntgenstrahlenröhren entwickelt worden, welche ein Abtasten mit hoher Geschwindigkeit bei adäquaten Dosen für eine Bilderzeugung ermöglichen. Dies verringerte den Betrag bzw. den Einfluß an Patientenbewegungen zwischen benachbarten Schnitten. Darüberhinaus machen es schnellere und verbesserte Algorithmen, die zu einem unmittelbaren Fächerstrahlen-Wiederaufbau ohne Aufzeichnung in der Lage sind, möglich, in Echtzeit eine sinnvolle Realität zu erstellen. Jedoch sind diese Standarddiagnose- CT-Abstastgeräte nicht optimal für die Planung einer Strahlentherapie für Krebspatienten. Aufgrund der bei der Behandlung eines Krebspatienten zu verwendenden hohen Strahlenpegel, ist es extrem wichtig, daß der Therapeut in der Lage ist, präzise die interessierenden Stellen für die Planung und für die Behandlung zu lokalisieren. Jedoch konfigurieren die Standarddiagnose-CT-Abtastgeräte den Patienten nicht in exakt der gleichen Beziehung zu der Röntgenstrahlenquelle wie bei einem Strahlentherapiegerät. Insbesondere stimmen in den beiden Vorrichtungen die Organpositionen nicht in der gleichen Weise überein, was zu einer Schwierigkeit bei der Verwendung von Standard-CT-Abtastgeräten für die Strahlentherapieplanung führt.
Infolge dieses Problems ist eine weitere Klasse von Röntgenstrahlengeräten zur Planung bekannt geworden, die als Simulatoren bezeichnet werden. Wie dieser Ausdruck impliziert, ist der Simulator ein röntgenographisches/röntgenoskopisches Röntgenstrahlengerät, welches in der Weise gestaltet und ausgestattet ist, daß es die Geometrie einer Strahlentherapie-Behandlungseinrichtung simuliert, so daß die auf dem Simulator erzeugten Bilder präziser im Hinblick auf die Therapieeinrichtung interpretiert werden können. Diese Simulatorgeräte weisen üblicherweise weniger teure Instrumente auf und stellen keine CT-Abtastmöglichkeit bereit. Wie in den europäischen Patentschriften 0 489 904, 0 489 906, 0 489 907, 0 489 908 sowie 0 489 154 erläutert worden ist, steht nun bei Simulatoren sowie bei Diagnose-CTs eine qualitativ hochwertige CT-Abtastmöglichkeit zur Verfügung. Jedoch besteht ein Hauptunterschied zwischen den CT-Simulatoren im Vergleich zu den Standarddiagnose-CT-Abtastgeräten darin, daß der Simulator hergestellt wurde, um den Strahlentherapiebeschleuniger nachzuahmen und ist daher wie der Strahlentherapiebeschleuniger nicht in der Lage, eine Hochgeschwindigkeitsabtastung zu ermöglichen. Beispielsweise beendet eine zu Diagnosezwecken verwendete Röntgenstrahlenquelle eines CT-Abtastgerätes und ein Detektor eine Abtastung mit einer 360º-Drehung in ca. 1 bis 2 Sekunden. Im Gegensatz hierzu benötigt der Strahlentherapiesimulator ca. 60 Sekunden, um eine Abtastung zu beenden. Dies liegt dicht bei der Behandlungsdosiszeit. Da jedoch die Abtastgeschwindigkeit des Simulators geringer ist, kann eine Bewegung des Patienten zwischen und während Schnitten eine deutliche Störung der Daten hervorrufen. Um darüber hinaus ausreichende Patientendaten für die Analyse zu erhalten, ist es nicht unüblich, mehr als 10 Schnitte auszuführen. Dies erfordert als ein Minimum infolge der Veränderung der Position des Patienten und der Abtastverarbeitung 30 Minuten, in denen es für den Patienten erforderlich ist, in häufig unbequemen Positionen für die gesamte Zeit zu bleiben.
Ein Artikel von M.O. Leach u.a. in Phys. Med. Biol. 1985, Band 30, Nr.4, Seite 303 beschreibt ein Strahlenbehandlungssimulator-Portalmittel, um eine Röntgenstrahlenquelle sowie eine Erfassungseinrichtung bzw. einen Detektor in einer festen Beziehung zueinander zu halten, während das Portalmittel um eine Raumachse rotiert, Mittel zum Positionieren einer durch die Röntgenstrahlen zu untersuchenden Probe, wobei die Position zwischen der Röntgenstrahlenquelle und der Erfassungseinrichtung vorgesehen ist, Computermittel, die mit der Erfassungseinrichtung zum Empfang von Signalen verbunden sind, welche proportional zu der Photonenintensität der durchgelassenen Röntgenstrahlen sind, die in mehreren Positionen der Portalmittel um die Achse durch die Probe hindurchgegangen sind, und die Mittel zum Korrelieren der einzelnen Signale mit der entsprechenden Position des Portalmittels sowie Mittel zum Aufbauen von Röntgenstrahlendichte-Querschnittsbildern von Schnitten einer untersuchten Probe durch Ausführen von Bildwiederaufbauberechnungen auf Basis dieser Signale aufweisen.
Die vorliegende Erfindung beseitigt das vorstehend erläuterte Problem durch die Merkmale, die im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 enthalten sind. Ein Verfahren zum verbesserten Korrigieren von Punktverteilungen in einer derartigen Vorrichtung ist Gegenstand des unabhängigen Verfahrensanspruchs.
Ein Beispiel der Erfindung wird nun nachstehend unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungsfiguren gezeigt. Hierbei ist:
Figur 1 eine perspektivische Ansicht eines Strahlentherapiesimulators;
Figur 2 ein Blockdiagramm des erfindungsgemäßen Systems;
Figur 3A eine Seitenansicht eines Ausführungsbeispiels einer Mehrfächerstrahlen-Röntgenstrahlentargetanode, die bei dieser Erfindung verwendet wird;
Figur 3B eine Vorderansicht eines Ausführungsbeispiels einer Mehrfächerstrahlen-Röntgenstrahlentargetanode sowie Vor- und Nachkollimatoren;
Figur 4 ein Detail einer Vorderansicht der Beziehung der Röntgenstrahlentargetanode sowie der Vor- und Nachkollimatoren;
Figur 4A ein Schnitt entlang der Linie A-A in Figur 3;
Figur 4B ein Schnitt entlang der Linie B-B in Figur 3; und
Figur 5 eine Darstellung einer Röntgenstrahlenröhre, die mehrere Fadenkathoden bzw. Heizfäden aufweist.
Der in Figur 1 gezeigte Strahlentherapiesimulator ist näher in den vorstehend erwähnten, früheren europäischen Patentanmeldungen beschrieben. Ein Portalmittel weist eine Antriebseinheit 10 aus geschweißtem Stahl auf, die an einer Basis verschraubt ist, die in den Boden eingelassen ist. In der Antriebseinheit 10 ist eine Einrichtung zum präzisen Antrieben eines Dreharms 12 um die Iso-Mittenachse bzw. die gleichbleibende Mittenachse 2 angeordnet. An dem Arm 12 werden die Lager 14, 16 für eine Röntgenstrahlenkopfeinheit 18 und eine Bildeinheit 24 angebracht, die einen Bildverstärker bzw. Röntgenbildverstärker 20, eine Bildausdehnungs-Erfassungeinrichtung 45, die leicht schräg zu dem Bildverstärker 20 angeordnet ist, und eine Umschaltspiegeleinheit 42 (flip mirror assembly) aufweist, um wahlweise die Ausgabe von dem Bildverstärker an eine Photodiodendipolzeile bzw. eine lineare Photodiodenmatrix 44 oder eine Fernsehkamera 56 auszugeben. In dem Röntgenstrahlenkopf 18 ist ein Hochspannungsgenerator in Verbindung mit einer Röntgenstrahlenröhre mit Doppelbrennfleck (0,6 mm und 1 mm) angeordnet, die einen aus dünnen Bleilagen bestehenden Kollimator enthält, welcher von Hand eingestellt werden kann. Darüber hinaus ist bei dem aus dem Stand der Technik bekannten Röntgenstrahlenkopf eine angetriebene Fadenkreuzeinheit vorgesehen. Eine Behandlungsliege 26 weist einen Stahlrahmen auf, der auf einem großen Präzisionslagerring gehalten ist, welcher auf dem Boden montiert ist. Der Rahmen trägt eine Teleskopschlitteneinheit- bzw. Teleskopstößeleinheit 28 für die Liege 26, Gleiteinrichtungen 27 für eine Längsbewegung des Patienten sowie ein Untergestell für Seitenbewegungen.
Der bekannte Simulator stellt eine computertomographische Möglichkeit bzw. Fähigkeit bereit und ist im Detail in Figur 5 der europäischen Patentanmeldung 0 489 154, die vorstehend erwähnt wurde, gezeigt. Das bekannte System ist zu qualitativ hochwertigen CT-Abtastungen in der Lage, welche nahe an die Qualität zu denjenigen heranreichen, die durch sehr viel teure und schnellere Diagnose-CT- Abtastgeräten erzeugt werden. Infolge der Tatsache, daß sich das Portalmittel des Strahlentherapiesimulators deutlich langsamer um den Patienten dreht, d.h. 60 Sekunden gegenüber 3 Sekunden, ruft ein Atmen und/oder eine Bewegung des Patienten ein Verschwimmen der Bilder hervor.
Figur 2 gibt schematisch die Elemente der erfindungsgemäßen Verbesserung für einen Simulator wieder, die ein Verschwimmen der Bilder infolge einer Bewegung der Probe oder des Patienten minimieren. Es wird eine modifizierte Röntgenstrahlenröhre 50 (vgl. Fig. 5) bereitgestellt, die eine Drehanode 61 aufweist, welche eine große Anzahl an Heizfäden besitzt, um simultan Röntgenstrahlenquellenpunkte 61-1 bis 61-7 zu erzeugen (vgl. Fig. 2, 38, 4). Die Röntgenstrahlenröhre der Röntgenstrahlenquelle weist die gleiche Zahl an getrennten Heizfäden 100-1 bis 100-7 als separate Quellenpunkte auf (vgl. Fig. 5). Der erforderliche dichte Abstand der Heizfäden in der Röhre, d.h. einen Mittenabstand von 1, 5 cm, beschränkt die Zahl der Heizfäden. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden sieben Röntgenstrahlen-Fächerstrahlen 67-1 bis 67-7 gleichzeitig erzeugt. Die Fächerstrahlen werden durch den Vorkollimator 88 (vgl. Fig. 2) und den Nachkollimator 89 geformt, welche nachstehend näher erläutert werden. Die Mehrzahl der Fächerstrahlen 67-1 bis 67-7 fallen auf eine Bildverstärkerröhre (IIT) 65 und auf eine Bildausdehnungs-2D-Erfassungsmatrix, die vorzugsweise aus einem Kadmium- Wolframat-Scintillator besteht.
Bei dem Simulator der vorstehend erwähnten europäischen Patentanmeldung 0 489 904 war die Ausdehnungserfassungseinrichtung eine lineare Matrix von 32 diskreten Erfassungseinrichtungen aus CdWO&sub4;-Scintillatingkristallen, die oberhalb einer UV-Verstärkungssiliziumphotodiode angeordnet und optisch mit dieser verbunden waren. Die neue Matrix der vorliegenden Erfindung besteht aus 7 x 32 diskreten Erfassungseinrichtungen. Die Photodiodenmatrix weist einen aktiven Bereich von 6 mm² auf. Das Kristall besitzt eine aktive Fläche von 24 mm². Die Schnittdicke beträgt ca. 1 cm.
Die Vielzahl der Fächerstrahlen 67-1 bis 67-7 fallen auf die Bildverstärkungsröhre (IIT), wie dies näher in der europäischen Patentanmeldung 0 489 904 erläutert ist. Ein Fächerstrahl bei den in bezug genommenen Anmeldungen wird in sichtbares Licht in der Bildverstärkungsröhre (IIT) konvertiert und durch die Linse 68 sowie den rechtwinkligen Spiegel 69 zur Linse 73 und anschließend auf eine eindimensionale Photodiodenmatrix übertragen. Bei der vortiegenden Erfindung kann die Photodiodenmatrix 44 ein Stapel aus mehreren linearen Matrizen 44-1 bis 44-7 oder ein einzelner zweidimensionaler CCD-Detektor sein. Um eine räumliche Auflösung von 1 mm an einem Gegenstand zu erhalten, ist es notwendig, zumindest 0,9 Zeilenpaare pro mm zu erreichen. Auf dem Markt verfügbare CCD- Matrizen mit dieser Auflösung, wie beispielsweise die Texas lnstruments TC 215 (1024 x 1024) oder die Tektronic (512 x 512) sind vorhanden.
Ein Mehrkanal-Abtastladevorverstärker, wie er in der europäischen Patentanmeldung 0 489 904 beschrieben ist, wird verwendet, um die Daten von jedem der Fächerstrahlen aus der Ausdehnungserfassungseinrichtung 45 zuzuführen und diese Daten mit den ITT-Daten aus den 2D-Erfassungseinrichtungen 44-1 bis 44-7 zu multiplexen.
Vorzugsweise wird die Projektion von allen Fächerstrahlen in einem Computer 80 akkumuliert und gleichzeitig verarbeitet, um die Dichtefunktionsausdrücke für jeden Schnitt zu erstellen. Algorithmen zum Ausführen des Wiederaufbaus für jeden Fächerstrahl sind in der vorstehend in Bezug genommenen europäischen Patentanmeldung 0 489 907 offenbart.
Um Bilder innerhalb der gleichen allgemeinen Zeit wie beim Stand der Technik zu erzeugen, würde eine um das 7-fache gesteigerte Berechnungsgeschwindigkeit notwendig sein, da die 7-fache Menge an Daten gleichzeitig bearbeitet wird. Die im Markt verfügbaren Matrizenprozessoren, wie beispielsweise der Intel i 860 besitzen die 4-fache Geschwindigkeit der früheren Mikroprozessoren, d.h. im Bereich von 80 Megafließpunktoperationen bzw. Megaflops pro Sekunde. Durch Kombination von N derartiger Karten ist es möglich, die Berechnungsgeschwindigkeit um den Faktor 4N über ein einzelnes Abtastsystem hinaus zu steigern. Alternativ kann, da es die Daten für die Behandlungsplanung nicht notwendigerweise erfordern, in Echtzeit zur Verfügung zu stehen, vorgegeben sein, daß die gleichzeitig gesammelten Bilder off-line ohne Verwendung des Programms und eines Computers mit der gleichen Geschwindigkeit, wie er bei dem System beschrieben ist, das in der europäischen Patentanmeldung 0 489 907 erläutert ist, wieder aufgebaut werden.
Um es der Bedienungsperson zu ermöglichen, die Bilder in Echtzeit zu betrachten oder den alternativen Betrieb des Systems bei dem Einzelfächerstrahlmodus ohne Änderung der Röntgenstrahlenröhre aufrechtzuerhalten, wird eine Leistungsversorgung 83 (vgl. Fig. 2) mit der Möglichkeit eines Ausschaltens der Erregung der Röntgenstrahlenheizfäden mit Ausnahme des einzelnen Mittenheiztadens 61-4 bereitgestellt. Um die gleiche Zahl an Stiften in der Basis der modifizierten Röntgenstrahlenröhre beizubehalten, wie es bei einer normalen, zwei Heizfäden umfassenden Röntgenstrahlröhre der Fall ist, werden alle Heizfäden der Röntgenstrahlenröhre der vorliegende Erfindung in Reihe angeordnet und der Mittenheizfaden an beiden Seiten angeschlossen, so daß er ausschließlich erregt werden kann. Da die Abtastgeschwindigkeit für den Simulator geringer als bei einer Standarddiagnose-Röntgenstrahlenröhre ist, ist es nur notwendig, einen 15 mA-Strom für jeden Heizfaden bei 125 kV bereitzustellen, um die erforderliche Röntgenstrahlendosis zu erhalten. Stromröntgenstrahlenröhren können bei diesem Leistungspegel bereitgestellt werden.
Es wird nun auf Figur 3A Bezug genommen. Der Röntgenstrahlenröhrenmotor 101 dreht die Wolframtargetanode 61 mit hoher Geschwindigkeit, d.h. nahe bei 10.000 U/min. Der Röntgenstrahlenfächerstrahl 102 ist in Beziehung zu der Mittenachse 2 und der Normalposition zum Abtasten eines Patientenkopfes 103 gezeigt. Figur 3B offenbart die Beziehung der Punkte 61-1 bis 61-7 auf der rotierenden Targetanodenabschrägung, wie es von vorne ersichtlich ist. Der Bleikollimator 88, der näher in den Figuren 4 und 4A gezeigt ist, ist vorgesehen, um die Breite jedes der Fächerstrahlen 67-1 bis 67-7, die auf den Patienten auftreffen, zu definieren. Der Kollimator 89 definiert die Breite der Fächerstrahlen, wenn sie den Nachkollimator 89 verlassen und in die Erfassungseinrichtung eintreten. Die Figuren 4, 4A, 4B zeigen die Details der Geometrie der Beziehung zwischen der Röntgenstrahlentargetanode 61 und den Kollimatoren 88, 89. Insbesondere befindet sich der Mittenpunkt 61-4 100 cm von der Iso-Mitte und 55 cm von dem Kollimator 88 entfernt. Die Kollimatorenlücken betragen 1,5 cm von den Mitten und jede Lücke ist 7 mm groß. Der Kollimator 89 weist ebenfalls einen Mittenabstand von 1,5 cm auf, wobei die Kollimatorwand 0,2 cm breit ist.
Die Lücken und Abmessungen des Nachkollimators 89 sowie des Vorkollimators 88 müssen so konfiguriert werden, daß kein Quellenpunkt auf der sich drehenden Anode eine direkte Sichtlinie zu jedem Abschnitt des Detektors aufweist, mit der Ausnahme des Abschnitts des Detektors, welcher auf dem Röntgenstrahl, der den Quellenpunkt enthält, der Mitte der entsprechenden Vorkollimatorlücke und der Mitte der entsprechenden Nachkollimatorlücke liegt. Zwischen dem Kollimator 89 und der Bildverstärkungsröhre 65 (IIT) ist ein Antistreubrennfleckgitter 38 vorgesehen, welches weiterhin andere als die in der Sichtlinie vorhandenen Röntgenstrahlen zurückweist, inklusive der Röntgenstrahlenstreuung des Patienten.
Es wird weiterhin auf Figur 4 Bezug genommen. Unterhalb des Kollimators 89 ist schematisch eine Reihe von Erfassungsmatrizen 44', 45' dargestellt. Wie vorstehend erläutert wurde, ist die Zahl der Erfassungsmatrizen 44 gleich der Zahl der Fächerstrahlen. In Figur 4 ist eine Alternative wiedergegeben, bei der die doppelte Zahl der Erfassungseinrichtungen plus der einfachen Zahl der Fächerstrahlen verwendet wird.
In der europäischen Patentanmeldung 0 489 908 wird ein Übersprechungsfehler als eine zweidimensionale Punktstreuungsfunktion erläutert. Dieser Fehler steigt, wenn ein Abschnitt der Amplitude, die bei einer Erfassungseinrichtung empfangen wird, nicht dem Stiftstrahlweg von der Quelle zu der Erfassungseinrichtung folgt. Dies ergibt sich aus der kurzen und der langen Bereichsstreuung (oder Übersprechung) aus den Röntgenstrahlen, die entlang anderer Wege vorhanden sind. In einem früheren Patent des gleichen Anmelders wurde eine Korrektur für die Streuungsfunktion vorgesehen, die auf der theoretischen Annahme eines Modells beruhte, welches nicht besonders genau war. Bei dieser Erfindung werden durch 2N + 1-Erfassungseinrichtungen und durch Anordnen der Erfassungseinrichtungen in der Weise, daß die alternativen Erfassungseinrichtungen von den direkten Röntgenstrahlen durch die Nachkollimatoren 89 abgeschirmt werden, die Möglichkeit zur Punktstreuungsfunktionskorrektor eröffnet. Auf diese Weise entspricht die Amplitude, die durch die Erfassungseinrichtungen in den Tälern empfangen wird, welche zwischen den direkt die Hochphotonenintensität empfangenden Erfassungseinrichtungen lokalisiert sind, nur der Übersprechung. Demzufolge können die Übersprechungsdaten geglättet, interpoliert sowie gemittelt werden, was geeignete numerische Manipulationen umfaßt, um eine Korrektur für die Erfassungseinrichtungsablesungen aus den Stegen durch Heraussubtrahieren einer Position unter Interpolation des Auslesens basierend auf den nahe beeinanderliegenden Talpositionserfassungseinrichtungen zu erhalten. Dies ermöglicht eine weitaus verbesserte Punktstreuungskorrektur, da sie auf einer nahe Messungen unter identischen Bedingungen in identischen Zeiten basiert.

Claims

1. Röntgencomputertomograph für die Strahlenbehandlungssimulation, enthaltend Strahlenbehandlungsimulator-Portalmittel, um eine Röntgenstrahlenquelle (50) sowie eine Erfassungseinrichtung (65) in einer festen Beziehung zueinander zu halten, während das Portalmittel um eine Raumachse rotiert, Mittel (26) zum Positionieren einer durch die Röntgenstrahlen zu untersuchenden Probe, wobei die Position zwischen der Röntgenstrahlenquelle und der Erfassungseinrichtung vorgesehen ist, Computermittel (80), die mit der Erfassungseinrichtung zum Empfang von Signalen verbunden sind, welche proportional zu der Photonenintensität der durchgelassenen Röntgenstrahlen sind, die in mehreren Positionen der Portalmittel um die Achse durch die Probe hindurchgegangen sind, und die Mittel zum Korrelieren der einzelnen Signale mit der entsprechenden Position des Portalmittels und Mittel zum Aufbauen von Röntgenstrahlendichte-Querschnittsbildern von Schnitten einer untersuchten Probe durch Ausführen von Bildwiederaufbauberechnungen auf Basis dieser Signale aufweisen,

dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle und die Erfassungseinrichtung in einer festen Fächerstrahlbeziehung angeordnet sind, daß die Bildwiederaufbauberechnungen Fächerstrahlen-Bildwiederaufbauberechnungen sind, daß die Röntgenstrahlenquelle ein Mittel zur gleichzeitigen Abgabe von N parallelen Fächerstrahlen (67-1-7) in Richtung der Erfassungseinrichtung aufweist, wobei die Erfassungseinrichtung Mittel zum gleichzeitigen Empfangen dieser N parallelen Fächerstrahlen enthält, und daß die Computermittel mit Mitteln zum Berechnen der Röntgenstrahlenquerschnittsdichteverteilung für jeden der Fächerstrahlen ausgerüstet sind.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der das Mittel zur gleichzeitigen Abgabe von N parallelen Fächerstrahlen eine Röntgenstrahlröhre aufweist, welche eine drehbare Röntgenstrahlen- Targetanode und n Elektronenkanonen enthält, wobei die n Elektronenkanonen zum gleichzeitigen Abgeben von Hochenergieelektronenstrahlen in Richtung der Targetanode vorgesehen sind, so daß die Quellen an Röntgenstrahlen, welche von der Targetanode abgegeben werden, Punkte sind, die räumlich so voneinander getrennt sind, daß jeder Fächerstrahl, der von der Targetanode abgegeben wird, von seinem nächsten benachbarten Fächerstrahl gleich beabstandet ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, bei der die Breite jedes Röntgenfächerstrahls gleich ist und durch einen ersten Vorprobenkollimator sowie einen zweiten Nachprobenkollimator definiert ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2, bei der die Erfassungseinrichtung eine zweidimensionale Anordnung von Detektoren für sichtbares Licht aufweist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der die zweidimensionale Anordnung mehrere zusammengefügte Reihen umfaßt.

6. Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der die Erfassungseinrichtung eine zweidimensionale Detektoranordnung für sichtbares Licht, eine Bildverstärkerröhre (IIT) zum Umwandeln von Röntgenstrahlenphotonen in sichtbares Licht und ein optisches Linsenmittel zum Fokussieren des sichtbaren Bildes der IIT auf die zweidimensionale Anordnung von Detektoren für sichtbares Licht aufweist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5, bei der die Anzahl der Detektorenreihen gleich 2N + 1 ist, wobei jede zweite Detektorreihe Röntgenfächerstrahlen ausgesetzt ist und die dazwischenliegenden Detektorreihen von den Röntgenfächerstrahlen durch die Nachkollimatoren abgeschirmt sind.

8. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der der erste Vorprobenkollimator und der zweite Vorprobenkollimator so ausgerichtet sind, daß sie eine direkte Sichtlinie zwischen einem Quellenpunkt und jedem anderen Abschnitt des Detektors als demjenigen Detektorabschnitt ausschließen, welcher auf einen Strahl von dem Quellenpunkt ausgerichtet ist, und der durch den Mittenpunkt der Spalte in sowohl dem Vorkollimator als auch dein Nachkollimator hindurchgeht.

9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei der sowohl jede zweite Detektorreihe als auch jede dazwischenliegende Detektorreihe Ausgangssignale erzeugt, wobei die zweiten Detektorreihen Ausgangssignale erzeugen, welche ein Maß für das Übersprechen sind, wobei die zweiten Detektorausgangssignale und die dazwischenliegenden Übersprechsignale an den Computer weitergegeben werden; und

bei der Mittel in dem Computer vorgesehen sind, um die Übersprechausgangssignale zur Erzeugung einer Korrektur, die als Punktverteilungskorrektur bekannt ist, zu verwenden, so daß die durch die dazwischenliegenden Detektorreihen bereitgestellten Ausgangssignale korrigiert werden.

10. Verfahren zum verbesserten Korrigieren von Punktverteilungen in einem Strahlentherapiesimulator-Röntgen-Computertomographen nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei der das Erfassungsmittel alternierende Detektoren aufweist und wobei das Verfahren enthält:

Abschirmen der alternierenden Detektoren gegen den Empfang von Röntgenstrahlen in direkter Sichtlinie;

gleichzeitiges Aufnehmen der Signale der alternierenden Detektoren, welche Übersprechen bedeuten, und der Detektoren, die zwischen den alternierenden Detektoren angeordnet sind;

Analysieren der gesammelten Signale in einem Computer und Erzeugen eines Korrekturwertes für das Übersprechen für die Position jedes dazwischenliegenden Detektors; und

Korrigieren der Signale der dazwischenliegenden Detektoren durch Abziehen des Korrekturwertes, der der Position des Zwischendetektors entspricht.

11. Verfahren nach Anspruch 10,

bei dem der Schritt des Vorsehens eines korrigierten Wertes das Glätten der Daten der alternierenden Detektoren und das Interpolieren dieser Daten enthält, um den Übersprechwert zu finden, welcher der Position der dazwischenliegenden Detektoren entspricht.