DE60120093T2

DE60120093T2 - Gerät und Verfahren zur Bildgebung

Info

Publication number: DE60120093T2
Application number: DE60120093T
Authority: DE
Inventors: Gabriel Malamud
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2000-12-01
Filing date: 2001-11-27
Publication date: 2007-01-11
Anticipated expiration: 2021-11-28
Also published as: US6483890B1; JP2002233524A; EP1211917A1; DE60120093D1; EP1211917B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der diagnostischen Bildgebung. Sie findet insbesondere Anwendung in Verbindung mit der digitalen Röntgenbildgebung und wird unter besonderer Bezugnahme darauf beschrieben. Es ist jedoch zu beachten, dass die vorliegende Erfindung auch in Verbindung mit Computertomographie-Abtastung (CT) Anwendung findet.
Der deutlichste Unterschied zwischen digitaler Röntgenabtastung und klassichem Planfilmröntgen besteht in dem Röntgendetektionssystem. Ein Array aus digitalen Detektoren ersetzt das Blatt aus photoempfindlichem Film. Jeder einzelne Detektor in dem Array erkennt die Intensität der während der Abtastung auf seine Stirnfläche auftreffenden Strahlung und wandelt diese Information in ein elektrisches Signal um. Die kombinierten Signale werden von einem Computer verarbeitet und geordnet und in eine sichtbare Anzeige umgewandelt.
Jeder einzelne Detektor meldet nur einen Intensitätswert, die mittlere Intensität auf dem einem Pfad mit ungefähr dem gleichen Querschnitt wie der einzelne Detektor. Die Daten werden jedoch üblicherweise behandelt, als ob Intensitätsschwankungen ausschließlich auf das Röntgenstrahlenbündel von der Quelle zur Mitte des Detektors zurückzuführen seien. Auf diese Weise kann man sich die Detektoren als einzelne Pixel eines größeren Bildes vorstellen. Je kleiner die Pixel sind, desto feiner ist die Auflösung und desto präziser das resultierende Bild. Wenn die einzelnen Detektoren zu klein sind, gilt umgekehrt, dass während eines Abtastintervalls nur eine kleine Menge der Strahlung auf jeden Detektor trifft. Geringe Mengen empfangener Strahlung sind für statistische Fluktuation und Abtastfehler anfällig.
Bei einer komplexeren Lösung werden die Pfade der zentralen Strahlengänge um ein halbes Pixel verschoben und die Detektoren erneut abgetastet. Auf diese Weise wird die effektive Anzahl der Pixel verdoppelt. Es ist jedoch schwierig, das Detektor-Array schnell und präzise mechanisch zu verschieben. Oft kommt es zu Vibrationen, die Unsicherheit und Ungenauigkeit bezüglich des tatsächlichen Pfads der zentralen Strahlengänge entstehen lassen, wodurch das resultierende Bild unscharf wird.
In der US-amerikanischen Patentschrift Nr. 4.637.040 (Sohval und Freundlich) wird zwischen zwei Röntgenquellen gewechselt. In der Patentschrift wird auch ein physikalisches Verschieben einer einzelnen Röntgenquelle während der Drehung eines CT-Scanners vorgeschlagen, zum Beispiel mit einem Paar Röntgenröhren oder einer einzelnen Röntgenröhre mit zwei unterschiedlichen Brennflecken.
In der US-amerikanischen Patentschrift US 4.637.040 wird ein CT-Sanner mit Mitteln zum Verschieben des Brennflecks einer Röntgenquelle in der Rotationsebene beschrieben, so dass aufeinanderfolgende Ansichten eines abgetasteten Objekts verschachtelt werden können, was zu einer effektiven Abtastdichte von der Hälfte der Breite eines Detektorelements führt, wodurch die räumliche Auflösung des CT-Scanners gesteigert und Aliasing-Artefakte vermieden werden.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung schafft ein Gerät ein Bild eines in einer Bildgebungsregion befindlichen Objekts, wobei Daten von dem Objekt unter Verwendung von Röntgenstrahlen abgetastet werden. Eine Röntgenquelle sendet Strahlung durch das Objekt. Nachdem die von der Quelle ausgesendete Strahlung das Objekt durchquert hat, wird sie von einem Detektor-Array erkannt. Ein Verschiebungsmittel verschiebt die Strahlungsquelle in zwei Dimensionen und bewirkt, dass das Strahlenbündel einer Vielzahl von Pfaden durch das Objekt folgt und von dem Detektor-Array detektiert wird, um die abgetasteten Daten zu ergeben. Ein Verarbeitungsmittel verarbeitet die detektierten abgetasteten Daten, wobei die Strahlungsquelle an einer Vielzahl von Verschiebungen teilnimmt, um eine erhöhte räumliche Auflösung in den diagnostischen Bildern zu erhalten.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung projiziert eine Röntgenquelle Strahlung durch eine Bildgebungsregion. Ein auf der anderen Seite der Bildgebungsregion gegenüber der Strahlungsquelle angeordnetes Detektor-Array empfängt die Strahlung, die die Bildregion durchquert hat, und wandelt sie in Intensitätssignale um. Ein Datenerfassungsmittel sammelt Sätze von Intensitätssignalen von dem Detektor-Array. Ein Ansteuerungsmittel bewegt die Strahlungsquelle relativ zum Detektor-Array. Ein Datenverschiebungsmittel, das mit dem Ansteuerungsmittel verbunden ist, verschiebt die Koordinaten der Sätze von Intensitätssignalen von dem Datenerfassungsmittel in Übereinstimmung mit der Bewegung der Strahlungsquelle. Ein Mittel zum Kombinieren verschobener Daten kombiniert die verschobenen Datensignale von dem Datenerfassungsmittel, die bei einer Vielzahl von Verschiebungen der Strahlungsquelle erzeugt wurden, um Bilder mit verbesserter Auflösung zu erzeugen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Verbesserung der räumlichen Auflösung von diagnostischen Bildern geschaffen, die durch einen digitalen Röntgenscanner konstruiert werden. Der Scanner hat eine Quelle von eindringender Strahlung, um Strahlung durch ein in einer Bildgebungsregion befindliches Objekt zu senden, und ein Detektor-Array, um die auf einer Vielzahl von Strahlengängen durch das Objekt gesendete Strahlung zu detektieren. Die Abtastdichte wird erhöht, indem die Strahlengänge verschachtelt werden. Die Strahlengänge werden von der Quelle emittiert, während die Position der Quelle relativ zum Detektor in zwei Dimensionen verändert wird. Die detektierte Strahlung wird bei verschiedenen Quellenpositionen verarbeitet, um für eine erhöhte räumliche Auflösung eines Ausgangsbildes zu sorgen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur diagnostischen Bildgebung geschaffen. Es werden Elektronen zu einem Brennfleck auf einer Anode hin beschleunigt, um ein Strahlenbündel zu erzeugen. Das Strahlenbündel durchquert eine Bildgebungsregion und wird in ein zweidimensionales Array von Intensitätswerten konvertiert. Die Intensitätswerte werden abgetastet, während sich der Brennfleck in eine Vielzahl von Positionen um die Anode herum bewegt. Die abgetasteten zweidimensionalen Arrays von Intensitätswerten werden in Übereinstimmung mit der Verschiebung des Brennflecks verschoben und zu einer Bilddarstellung verschachtelt.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die räumliche Auflösung eines digitalen Röntgenscannersystems erhöht.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass keine beweglichen Teile zu dem System hinzugefügt werden müssen.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie die digitale Abtastdichte erhöht.
Noch ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie kosteneffizient ist.
Im Folgenden werden Möglichkeiten zur Ausführung der Erfindung anhand von Beispielen und unter Bezugnahme auf die begleitende Zeichnung ausführlich beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines digitalen Röntgenscanners gemäß der vorliegenden Erfindung;
2 ein Diagramm einer Röntgentrajektorie, das den Pfad einer Vielzahl von Röntgenstrahlengängen ausgehend von einer oszillierenden Quelle durch eine Bildge bungsebene zu einem Detektor-Array gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt;
3 eine schematische Darstellung des Rekonstruktionsprozesses gemäß der vorliegenden Erfindung; und
4 eine Querschnittansicht eines Röntgenemitters mit Blickrichtung entlang der z-Achse gemäß der vorliegenden Erfindung.
Bezug nehmend auf 1 wird ein digitales Röntgensystem geschaffen. Eine Strahlungsquelle 10 emittiert ein kegel- oder fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel, das eine Bildgebungsregion 12 und ein Objekt 14 durchquert und auf ein zweidimensionales Strahlendetektor-Array 16 auftrifft. Alternativ, jedoch nicht Teil anspruchsgemäßen Erfindung, könnte die Strahlungsquelle dafür eingerichtet sein, β-Teilchen, γ-Strahlen oder andere eindringende Strahlung zu emittieren. In der Nuklearmedizin ist die Strahlungsquelle ein Radioisotop.
Bei einer CT-Ausführungsform würde ein fächer- oder kegelförmiges Strahlenbündel auf ein ein- oder zweidimensionales Array projiziert. Die Röntgenquelle würde so montiert sein, dass sie sich um das Objekt dreht. Die Detektoren würden sich entweder mit der Röntgenquelle drehen oder in einem Umfangsbogen um das Objekt herum angeordnet sein.
Die Röntgen- oder andere Strahlung wird auf jedem Strahlengang zwischen der Quelle und den einzelnen Detektoren durch das Gewebe abgeschwächt. Optional kollimiert ein Kollimator 18 das Strahlenbündel zu einzelnen Strahlenbündeln, die auf den zentralen Bereich jedes Detektors fokussiert sind. Optional sind physikalische Filter zur Strahlenbündel-Härtekorrektur zwischen der Quelle und dem Objekt 14 angeordnet. Jeder einzelne Detektor im Detektor-Array 16 erfasst die Intensität der auf seine Stirnfläche fallenden Röntgenstrahlen. Dieser Intensitätswert wird in einen Grauskalenwert umgewandelt, der durch eine Datenerfassungsschaltung 20 ausgelesen wird. Die Grauskalenwerte liegen zwischen Weiß und Schwarz, wobei Schwarz bedeutet, dass alle Röntgenstrahlen den Detektor erreichen, und Weiß bedeutet, dass keine Röntgenstrahlen den Detektor erreichen. Typischerweise sind die Detektionsvorrichtungen in der Lage, ca. 2³² Grauskalenwerte aufzulösen, d.h. die Grauskala mit einer Genauigkeit von 32 Bit aufzulösen.
Im einfachsten Fall emittiert die Strahlungsquelle 10 Röntgenstrahlen von einem stationären Punkt oder Brennfleck aus, wodurch das Detektor-Array 16 nur eine Ansicht des Objekts 14 erhält. Anschließend meldet jeder einzelne Detektor der Datenerfas sungsschaltung 20 einen einzelnen Intensitätswert. Der einzelne Satz Projektionsdaten von der Datenerfassungsschaltung 20 ist die elektronische Bilddarstellung. Bei der CT-Ausführungsform ist jeder einzelne Satz Projektionsdaten eine der Ansichten zur kollektiven Rekonstruktion zu einem Bild.
Gemäß der vorliegenden Erfindung hat die Röntgenquelle 10 einen Mechanismus zum Verändern der Position des Brennflecks oder anderen Röntgenquelle in zwei Dimensionen, um das Detektor-Array 16 mit mehreren verschiedenen Ansichten des Objekts 14 zu versorgen. Dieses Konzept ist in 2 dargestellt. Bezug nehmend auf 2 bewegt sich die Quelle auf einem Quellenpfad 40, der in der dargestellten Ausführungsform ein Kreis ist.
Während sich die Quelle auf ihrem Pfad bewegt, läuft ein von jedem einzelnen der Detektoren erkannter Strahlengang einen entsprechenden Pfad 42 entlang durch eine Bildebene 44. In der dargestellten Ausführungsform wird die Quelle an jeder der vier Positionen auf dem Quellenpfad 40 positioniert. Selbstverständlich kann die Quelle an einer größeren oder kleineren Anzahl von Positionen positioniert werden oder sich kontinuierlich auf dem Pfad 40 bewegen.
Wieder Bezug nehmend auf 1 erlaubt eine Benutzereingabevorrichtung 50 es dem Benutzer, das System bezüglich einer gewünschten Auflösungsverbesserung anzuweisen. Eine Auflösungssteuerungsschaltung 52 gibt Steuersignale an eine Röntgenquellen-Ansteuerungsschaltung 54 aus, die die Röntgenquelle veranlasst, sich kontinuierlich oder intermittierend auf dem Quellenpfad 40 zu bewegen. Außerdem sendet die Auflösungssteuerungsschaltung der Datenerfassungsschaltung 20 ein Abtastsignal, um die Abtastung des Detektor-Arrays in Koordination mit der Bewegung der Röntgenquelle zu steuern. Nachdem die Daten an einer der Positionen der Röntgenquelle erfasst wurden, werden die erfassten Daten einem Teilbildspeicher 55 zugeführt. Eine Quellenverschiebungs-Überwachungsschaltung 56 überwacht die Bewegung der Röntgenquelle und sendet ein entsprechendes Signal an eine Bildverschiebungsschaltung 58. Genauer gesagt werden die von jedem gegebenen Pixel des Arrays erfassten Daten, wie in 2 dargestellt, auf dem Pfad 42 auf der Bildebene verschoben. Die Bildverschiebungsschaltung 58 erzeugt eine entsprechende Verschiebung in den Daten. Die verschobenen Daten werden von einer Bildkombinations- oder Rekonstruktionsvorrichtung 60 kombiniert. Bei der digitalen Röntgen-Ausführungsform werden die kombinierten verschobenen Daten in einen Bildspeicher 62 geladen. Bei der CT-Ausführungsform stellt jeder der kombinierten verschobenen Da tensätze eine einzelne Ansicht dar. Die bei verschiedenen Winkelausrichtungen um das Objekt herum erzeugten ein- oder zweidimensionalen Ansichten werden durch einen Rekonstruktionsprozessor 64 mit Hilfe eines Faltungs-Rückprojektions- oder eines anderen konventionellen Rekonstruktionsalgorithmus zu einer zwei- oder dreidimensionalen Bilddarstellung rekonstruiert, die in den Bildspeicher 62 geladen wird. Bei Nuklearkameras werden auf analoge Weise Volumenbilder aus den von Radioisotopen emittierten γ-Strahlen erzeugt. Ein Videoprozessor 66 wandelt die Bilder aus dem Bildspeicher in ein geeignetes Format zur Anzeige auf einem visuell lesbaren Monitor 68, zum Beispiel auf einem Videomonitor, einem LCD-Display, einem Aktivmatrixdisplay oder dergleichen, um.
Eine Ausführungsform dieses Konzepts mit vier Abtastpunkten ist in 3 veranschaulicht. Obwohl kreisförmige Pfade dargestellt sind, ist zu beachten, dass andere Trajektorien ebenfalls in Betracht kommen. In diesem Beispiel befinden sich vier Detektoren in dem Array 16 und es werden vier Teilbilder mit jeweils vier Pixeln erzeugt. Die Pixelwerte 101, 105, 109 und 113 werden durch den oberen linken Detektor abgetastet. Die Pixelwerte 104, 108, 112 und 116 werden durch den unteren rechten Detektor abgetastet und so weiter. Während sich die Röntgenquelle im Uhrzeigersinn auf dem Pfad 40 dreht, werden Daten an vier Stellen erfasst. Die Größe des Quellenpfads 40 wird relativ zu der Geometrie der Bildebene und dem Detektor-Array so gewählt, dass die zweite Abtastposition 102, 106, 110, 114 um ein halbes Pixel nach rechts verschoben wird. An der dritten Position auf dem Quellenkreis durchquert jeder Strahlengang die Bildebene um ein halbes Pixel nach rechts und ein halbes Pixel nach unten versetzt und wird als Abtastwerte 104, 108, 112, 116 abgetastet. An der vierten Position der Quelle auf dem Pfad 40 durchquert der Strahlengang die Bildebene ein halbes Pixel unter der ersten Abtastposition. Die Verschiebungsschaltung 58 verschiebt jedes der vier Teilbilder um ein halbes Pixel in der entsprechenden seitlichen und vertikalen Richtung und der Kombinationsprozessor 60 lädt die verschobenen Bilder in den Bildspeicher 62. Dieses aus vier Elementen bestehende Array wurde selbstverständlich der Übersichtlichkeit halber gewählt. In der Praxis werden üblicherweise Arrays von 256x256, 512x512, 1024x1024 oder dergleichen eingesetzt.
Bezug nehmend auf 4 ist die Röntgenquelle in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel eine Röntgenröhre. Die Röntgenröhre 10 enthält eine Kathode 70 mit einem Heizfaden und einer rotierenden Anode 72. Optional kann die Anode stationär sein. Aus dem Heizfaden austretende Elektronenstrahlenbündel werden zu der Anode hin be schleunigt und durch die vier Ablenkplatten 74, 76, 78, 80 (80 hinter 78) um oder auf ausgewählte Punkte auf dem Quellenpfad 40 abgelenkt. Zwei der Ablenkplatten 74, 76 steuern die Bewegung des Strahlenbündels in der y-Richtung und zwei der Platten 78, 80 steuern die Bewegung des Strahlenbündels in der x-Richtung.
Bei der bevorzugten Ausführungsform verändert sich die an die Ablenkplatten angelegte Spannung sinusförmig. Die Platten 78 und 80 sind gegenüber den Platten 74 und 76 um 90° phasenverschoben. Dies hat zur Folge, dass das Elektronenstrahlenbündel einen Kreis beschreibt, der kontinuierlich auf dem Quellenpfad 40 verläuft. Als Alternative können den Ablenkplatten Spannungen in Schritten zugeführt werden, um das Elektronenstrahlenbündel in Schritten auf dem Pfad 40 zu bewegen.
Auch andere Ablenkverfahren kommen in Betracht. Es können zum Beispiel Magnetspulen eingesetzt werden, um das Elektronenstrahlenbündel abzulenken. Als eine weitere Alternative kann die Röntgenröhre mechanisch bewegt werden. Als eine weitere Alternative kann die Kathode oder die Anode innerhalb der Röntgenröhre bewegt werden. Eine andere Option besteht darin, dass die Röntgenröhre mehrere Kathoden haben kann, die jeweils auf einen inkremental verschobenen Bereich der Anode fokussiert sind, so dass der Brennfleck durch Umschalten von Kathode zu Kathode verschoben wird. Eine weitere Option besteht darin, dass eine einzelne Kathode mit mehreren versetzten Heizfäden versehen sein kann.
Es ist zu beachten, dass der Brennfleck in anderen als kreisförmigen Trajektorien bewegt werden kann. Das Detektor-Array kann zum Beispiel ein eindimensionales Array von Detektoren sein. Der Brennfleck wird dann entweder in Schritten oder kontinuierlich in einer Richtung parallel zu dem eindimensionalen Array hin und her bewegt. Nach dem Abtasten des Detektor-Arrays mit dem Röntgenfleck in jeder einer Vielzahl von Positionen, zum Beispiel vier, wird das Objekt relativ zur Röntgenquelle und zum Detektor-Array in einer Richtung senkrecht zum Detektor-Array indexiert. In der neuen Position wird der Brennfleck erneut hin und her bewegt und eine weitere Reihe von eindimensionalen Bildern erfasst. Die Teilbilder jeder Linie werden verschachtelt und die Linien gestapelt, um ein zweidimensionales Bild zu erzeugen. Alternativ können die Röntgenquelle und der Detektor um das Objekt gedreht werden und die verschachtelten Datenlinien rekonstruiert werden, um eine Schichtbilddarstellung zu erzeugen. Dieses gleiche Prinzip kann auf Volumenbilder ausgedehnt werden, indem entweder zweidimensionale Arrays oder physikalisch gestufte eindimensionale Arrays verwendet werden.
Bei zweidimensionalen Detektor-Arrays kommen verschiedene Muster zur Bewegung des Brennflecks in Betracht. Der Brennfleck kann zum Beispiel zwischen den vier Ecken des Quadrats schrittweise bewegt werden. Für eine feiner Auflösung kann der Brennfleck zwischen einer m x n Anordnung von linearen Positionen schrittweise bewegt werden, die in einem Gitter angeordnet sind, wobei m, n mehrere Ganzzahlen sind. Als weitere Option wird eine große Anzahl von verschobenen Bildern erzeugt und gestapelt. Die Pixel des resultierenden Bildes werden durch die gestapelten Bilder projiziert und gewichtet gemittelt. Dieses Verfahren ist insbesondere von Vorteil, wenn der Brennfleck nicht an einer sich periodisch verändernden Position abgetastet wird und wenn die Auflösung des endgültigen Bildes nicht mit der Auflösung der verschachtelten verschobenen Bilder übereinstimmt.
Text in der Zeichnung
1

Post-collimator

Nach-Kollimator

Pre-collimator

Vor-Kollimator

Radiation source

Strahlungsquelle

driver

Ansteuerung

user input

Benutzereingabe

resolution control

Auflösungssteuerung

source shift

Quellenverschiebung

sampling rate

Abtastrate

image shift

Bildverschiebung

image memory

Bildspeicher

video processor

Videoprozessor

reconstruction processor

Rekonstruktionsprozessor

data collector

Datenerfassung

subimage memory

Teilbildspeicher

Σ subimages

Σ Teilbilder

3

Image shift

Bildverschiebung

Combining circuit

Kombinierschaltung

4

Coordinate processor

Koordinatenprozessor

Misalignment processor

Fehlausrichtungsprozessor

6

Ceiling

Decke

7

Amplitude of isocenter oscillation

Amplitude der Isozentrum-Schwingung

Time

Zeit

8

Sensor

Sensor

Actuator

Stellglied

Processor

Prozessor

Database

Datenbank

Claims

Gerät zur diagnostischen Bildgebung, das Folgendes umfasst: (a) eine Röntgenquelle (10) zum Aussenden von Röntgenstrahlen durch ein Objekt (14), (b) ein Detektor-Array (16) zum Erkennen der Intensität der Röntgenstrahlen nach dem Durchqueren des Objekts (14), um Intensitätswerte zu liefern, und (c) eine Datenerfassungsschaltung (20), um die Intensitätswerte von dem Detektor-Array (16) zu empfangen, wobei jeder Satz von Intensitätswerten eine Ansicht bildet, dadurch gekennzeichnet, dass das Gerät weiterhin Folgendes umfasst: (d) eine Ansteuerung (54) zum Verschieben der Quelle (10) in zwei Dimensionen zu einer Vielzahl von Positionen auf einem Quellenpfad (40), um dem Detektor-Array (16) mehrere verschiedene Ansichten des Objekts (14) zu liefern, (e) eine Bildverschiebungsschaltung (58), um die Ansichten entsprechend der Verschiebung der Quelle (10) zu verschieben, und (f) eine Bildkombiniervorrichtung (60), um die verschobenen Ansichten zu einem Bild des Objekts (14) zu kombinieren, wobei das Bild im Vergleich zu der von dem Detektor-Array (16) gelieferten räumlichen Auflösung eine verbesserte räumliche Auflösung aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Bildkombiniervorrichtung (60) in einem aktiven Zustand die verschobenen Ansichten durch Stapeln, Hindurchprojizieren und gewichtete Mittelwertbildung kombiniert.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Detektor-Array (16) Folgendes umfasst: eine zweidimensionale Vielzahl von einzelnen Detektoren, die im Wesentlichen gleichmäßig auf einer festen Unterlage angrenzend an die Bildgebungsregion (12) gegenüber der Röntgenquelle (10) angeordnet sind.
Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenquelle (10) Folgendes umfasst: eine Zielanode (72), um in Reaktion auf das Auftreffen eines Elektronenstrahlenbündels Röntgenstrahlen zu emittieren, und Ablenkmittel (74, 76, 78, 80) zum Ablenken des Elektronenstrahlenbündels in zwei Dimensionen zwischen einer Vielzahl von Brennflecken auf der Anode (72).
Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Ablenkmittel (74, 76, 78, 80) Folgendes umfassen: mindestens drei elektrostatische oder magnetische Elemente zum Ablenken des Strahlenbündels in zwei Dimensionen.
Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Ablenkmittel (74, 76, 78, 80) angeordnet sind, um ein sinusförmiges Bewegen des Brennflecks des Elektronenstrahlenbündels auf der Anode (72) in zwei Dimensionen zu bewirken.