Стереоскопическая компьютерная томография

Стереоскопическая компьютерная томография

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники

Настоящее изобретение относится к системам медицинской визуализации. Изобретение находит конкретное применение в компьютерной томографии (CT) и, более конкретно, в способе формирования стереоскопического изображения CT.

Предшествующий уровень техники

Примерная CT система может включать рентгеновскую трубку, установленную на раме напротив одного или более детекторов. Во время сканирования рентгеновская трубка испускает излучение, которое пересекает область формирования изображения и попадает на один или более детекторов, которые генерируют сигналы, показывающие обнаруженное излучение. Результирующие сигналы преобразуются для формирования объемных данных, которые используются для создания одного или более изображений сканированного участка объекта, находящегося внутри области формирования изображения.

Осевые протоколы сканирования могут быть использованы с такими системами, чтобы последовательно захватывать конечные области или слои объекта. Однако ширина детектора ограничивает ширину участка объекта, изображение которого может быть получено в ходе каждого сканирования. Это может объясняться невозможностью охвата, например, когда желательно захватить часть структуры или всю структуру, которая больше, чем ширина детектора. Чтобы захватить данные, представляющие относительно более большой участок объекта, может быть выполнено винтовое (или спиральное) сканирование. При винтовом сканировании объект может непрерывно перемещаться через область формирования изображения посредством подвижной опоры или кушетки, пока рентгеновская трубка вращается вокруг области формирования изображения и идет сбор данных. Результирующие данные могут отображать структуру, размер которой превышает ширину детектора(ов). Однако винтовой сбор данных может занять больше времени, чем осевой сбор данных из-за увеличивающихся задержек кушетки, множественных оборотов рентгеновского источника и т.д.

В некоторых CT применениях часто желательно захватывать относительно большие анатомические участки (например, целый орган) за относительно короткий период времени, чтобы восстановить анатомию в более высоком временном разрешении. Для системы, описанной выше, осевой протокол сканирования может не обеспечить охват, чтобы получить желательный интересующий объем при однократном осевом сканировании. Протокол винтового сканирования может обеспечить желательный охват, однако затратив большой промежуток времени. Как следствие, временное разрешение может уменьшаться, и артефакт движения может увеличиться относительно осевого протокола.

CT системы конусного пучка, использующие один или более детекторов, охватывающих большую область, позволяют осуществлять сканирование относительно бульших анатомических участков (например, целого органа) с осевыми протоколами сканирования. Однако сбор данных, ограниченный в такой традиционной осевой CT методике сканирования конусным пучком, не может обеспечить полную выборку. Как результат, изображение, генерируемое из таких данных, может включать искажения, такие как полоски. Недостаток в данных может быть теоретически или математически определен и уменьшен посредством использования двух рентгеновских источников в стереоскопической конфигурации и объединения распознанных данных.

В стереоскопической конфигурации, по меньшей мере, два рентгеновских источника устанавливаются в одинаковом угловом положении в разных положениях вдоль оси z и совместно используют общий детектор(ы) для сбора данных. Поскольку детектор(ы) используются совместно, рентгеновские источники последовательно (поочередно) включаются и выключаются так, что излучение только от одного рентгеновского источника освещает общий детектор(ы) в любое заданное время. В стереоскопической системе оба рентгеновских источника сдвигаются из плоскости изображения во время некоторой части осевого сканирования. Тем не менее, соответствующим образом объединяя полученные данные, можно сформировать набор данных в достаточном количестве для восстановления с традиционным CT алгоритмом восстановления конусного пучка. Этот набор данных может быть восстановлен и использован для формирования одного или более изображений.

Тем не менее, рентгеновские источники, действующие таким последовательным образом, имеют различные недостатки. Например, переключатель координатной сетки, вентиль, заслонка или тому подобное используется, чтобы быстро и точно переключать трубки в положение «вкл.» и «выкл.» Такие устройства вместе с их системами управления могут увеличивать стоимость и сложность системы. Кроме этого поскольку каждый рентгеновский источник активен только примерно половину времени, средний поток фотонов, генерируемый каждым рентгеновским источником, может только быть приблизительно половиной максимального потока фотонов по отношению к непрерывному включенному рентгеновскому источнику. Как следствие, мощность могла бы быть увеличена (например, удвоена) для достижения потока фотонов и отношения сигнал/шум (SNR) подобно системам с непрерывно включенным рентгеновским источником, и это может не быть осуществимо, поскольку традиционные рентгеновские источники, как правило, ограничены по мощности. Более того, рентгеновские источники управляются в последовательном режиме, типично не могут быть полностью выключены так, чтобы излучение не испускалось. Как следствие, остаточный поток фотонов из выключенного рентгеновского источника может загрязнять сигнал включенного рентгеновского источника. Кроме того, послесвечение детектора(ов) может иметь относительно больший эффект, поскольку временное взаимное влияние различных рентгеновских источников может быть относительно сильнее.

Краткое изложение существа изобретения

Задачей настоящего изобретения является устранение вышеупомянутых недостатков.

Согласно одному из аспектов настоящего изобретения поставленная задача решена путем создания системы компьютерной томографии, которая содержит по меньшей мере два рентгеновских источника, по меньшей мере, один общий детектор и систему восстановления. По меньшей мере, два рентгеновских источника размещены в различных положениях вдоль оси z приблизительно в одинаковых угловых положениях и одновременно испускают излучение, которое пересекает область формирования изображения. По меньшей мере, один общий детектор распознает излучение, испускаемое, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками, и генерирует смешанные данные, указывающие обнаруженное излучение. Восстанавливающая система восстанавливает смешанные данные, чтобы сформировать одно или более изображений.

Согласно еще одному аспекту предложен способ компьютерной томографии. Способ компьютерной томографии содержит следующие шаги: одновременно испускают излучение, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками, расположенными в различных положениях вдоль оси z, приблизительно в одинаковом угловом положении вокруг области формирования изображения, которое пересекает область формирования изображения, детектируют излучение от, по меньшей мере, двух рентгеновских источников, по меньшей мере, одним общим детектором, генерируют смешанные данные, указывающие обнаруженное излучение, и восстанавливают смешанные данные, чтобы формировать изображение.

Согласно еще одному аспекту предложена система формирования изображения посредством компьютерной томографии, содержащая средство для параллельного испускания излучения, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками, расположенными в стереоскопической конфигурации, средство для параллельного распознавания излучения, по меньшей мере, от двух рентгеновских источников, средство для генерации сигнала, указывающего обнаруженное излучение, по меньшей мере, от двух рентгеновских источников, и средство для восстановления сигнала, имеющего составляющие от обоих, по меньшей мере, двух рентгеновских источников для формирования изображения.

Изобретение может принимать форму в различных компонентах и расположениях компонентов, и в различных шагах и последовательности шагов.

Краткое описание чертежей

В дальнейшем изобретение поясняется описанием предпочтительных вариантов воплощения со ссылками на сопровождающие чертежи, на которых:

фиг.1 иллюстрирует медицинскую систему формирования изображения с множеством источников, которая использует рентгеновские источники, испускающие параллельные пучки и размещенные в стереоскопической конфигурации, согласно изобретению;

фиг.2 - блок-схему последовательности шагов способа формирования изображения, в котором используют медицинскую систему формирования изображения с множеством источников, которые испускают параллельное рентгеновское излучение, размещенное в стереоскопической конфигурации, согласно изобретению;

фиг.3 - два рентгеновских источника в стереоскопической конфигурации, испускающие пучки, которые перекрываются и попадают на общий детектор, согласно изобретению;

фиг.4 - последовательность шагов способа итеративного восстановления, согласно изобретению.

Описание предпочтительных вариантов воплощения изобретения

Медицинская система 100 (фиг. 1) формирования изображения содержит сканер 104, имеющий N рентгеновских источников 108₁, 108_N (называемые рентгеновские источники 108), где N - целое число, большее чем один. Рентгеновские источники 108 могут быть использованы для генерирования конусного пучка, веерного пучка или пучков других геометрий. Кроме этого каждый из рентгеновских источников 108 может формировать и испускать излучение, имеющее одинаковое или разное спектральное распределение, интенсивность и/или другие характеристики.

Рентгеновские источники 108 находятся приблизительно в одинаковом угловом положении вокруг области 112 построения изображения и имеют смещение вдоль оси z 116. Следует принимать во внимание, что в другом варианте осуществления, по меньшей мере, два рентгеновских источника 108 могут быть установлены в различных угловых положениях и смещены вдоль оси z 116. В еще одном варианте осуществления, по меньшей мере, два рентгеновских источника 112 могут быть установлены в различных угловых положениях и приблизительно в одинаковом положении вдоль оси z 116.

В одном случае рентгеновские источники 108 размещены вокруг вращающейся рамы 120. В этом случае при вращении рамы 120 вокруг области 112 формирования изображения осуществляется вращение рентгеновских источников 108 вокруг области 112 формирования изображения. Следует принимать во внимание, что такие рентгеновские источники 108 могут быть размещены в отдельных рентгеновских трубках, которые физически прикреплены к раме 120. Такие рентгеновские трубки могут быть установлены, как описано выше, например, так, что рентгеновские источники 108 находятся приблизительно в одинаковом угловом положении и смещении вдоль оси z 116. Может быть использована традиционная электроника управления пучком, чтобы точно управлять рентгеновскими источниками 108, чтобы компенсировать любые различия в относительном физическом положении относительно углового положения рентгеновских трубок.

В другом варианте рентгеновские источники 108 могут быть размещены в разных фокусах внутри той же самой трубки. Так же, это трубка может быть физически присоединена к раме 120 и излучение, испускаемое из каждого фокуса, может управляться соответствующим образом электроникой, чтобы точно позиционировать рентгеновские источники 108. В другом случае система 112 может содержать комбинацию трубок, в которой одна или более имеют одну систему рентгеновских источников 108, а одна или более имеет множество систем рентгеновских источников 108. В другом варианте рентгеновские источники 108 сформированы устройством(ми), отдельным от рамы 120. Например, рентгеновский источник 108 может быть сформирован из генератора пучка электронов или пушки, которая управляет положением электронного пучка через отклонение электронов и т.п.

Сканер 104 дополнительно содержит один или более детектор 124 ("детекторы 124"), причем каждый из детекторов 124 имеет, по меньшей мере, один детекторный элемент. Следует принимать во внимание, что каждый из детекторов 124 может отличаться или совпадать по размеру, разрешению интенсивности, форме и так далее. В одном случае, по меньшей мере, один из детекторов 124 является детектором большой области. По существу, детекторы 124 могут включать двухразмерные детекторы с двумя или более детекторными элементами. Использование таких детекторов 124 позволяет сканировать большие объемы, ширины, интересующие области или тому подобное внутри предмета, сканированного, используя осевые протоколы сканирования, по отношению к одноразмерным детекторам.

Такие возможности сканирования могут быть использованы, чтобы быстро получать данные, представляющие большие области или целые органы при однократном осевом сканировании. Это облегчает получение данных относительно высокого временного разрешения с относительно широким охватом, если требуется. Кроме этого такое сканирование может быть использовано для функциональной визуализации, такой как визуализация перфузии, в которой контраст(ы) или другой агент(ы) быстро перемещается через исследуемую ткань, визуализации метаболических процессов и т.п.

Каждый из детекторов 124 может быть основан на различных или подобных детекторных технологиях. Примеры подходящих технологий включают в себя, но не ограничиваются, технологию непрямого преобразования (например, включающую гадолинево сероокисный (GOS) сцинтиллятор), технологию прямого преобразования (например, включающую кристаллический кадмиево цинковый теллуридный (CZT) материал), или другие технологии.

Детекторы 124 образуют угловую дугу, противоположную рентгеновским источникам 108, и область 112 формирования изображения между ними. В одном случае каждый из детекторов 124 вращается вместе с рентгеновскими источниками 108, например, как в CT системе третьего поколения. В другом случае детекторы 124 занимают статичное угловое местоположение по окружности неподвижной рамы. В таком случае детекторы 124 обнаруживают излучение в любой момент времени, определяемый угловым положением рентгеновских источников 108, например, как в CT системах четвертого поколения.

Детекторы 124 обнаруживают излучение, испускаемое рентгеновскими источниками 108. Отсеивающий растр или тому подобное может быть использован, чтобы уменьшать обнаружение рассеянного излучения.

Поддерживающий элемент 128 поддерживает объект, например человека, внутри области 112 формирования изображения. Поддерживающий элемент 128 может быть подвижным, чтобы направлять объект к соответствующему местоположению внутри области 112 формирования изображения до, в течение и/или после выполнения винтового, осевого и/или другого сканирования, например, путем перемещения поддерживающего элемента 128 вдоль оси z 116 и/или по одной или более другим осям.

Управляющий элемент 132 управляет каждым из рентгеновских источников 108. Такое управление включает, но не ограничивается, активирование рентгеновских источников 108, чтобы испускать излучение во время сканирования и деактивацию рентгеновских источников 108, чтобы завершить эмиссию. В одном случае управляющий элемент 123 управляет рентгеновскими источниками 108 так, что, по меньшей мере, два рентгеновских источника 108 одновременно испускают излучение во время сбора данных. Во время сбора данных одновременно испускающие рентгеновские источники 108 приводятся в действие с приблизительно одинаковой мощностью, например каждый может приводиться в действие с такой же мощностью, используемой в системах с одиночным непрерывно испускающим рентгеновским источником.

Поскольку каждый из рентгеновских источников 108 непрерывно приводится в действие, чтобы испускать излучение, пиковая мощность фотонного потока и отношение сигнал/шум (SNR) для каждого из рентгеновских источников 108 такая, как если бы только один рентгеновский источник испускал излучение. С традиционными подходами рентгеновские источники типично активируются поочередно, что может давать в результате уменьшение потока фотонов и увеличенный шум на таком же уровне мощности. Кроме этого переключатель координатной сетки, вентиль, заслонка или тому подобное не требуются, чтобы переключать рентгеновские источники 108 в положение "вкл." или "выкл." в ходе сбора данных, когда это необходимо, чтобы переключать рентгеновские источники 108. Тем не менее, такие элементы могут быть использованы, когда требуется или желательно. Кроме того, временное разрешение может быть увеличено относительно поочередного управления источниками, поскольку больше данных можно получать за такое же время.

Когда множество рентгеновских источников 108 параллельно испускают излучение, однако, лучи перекрываются, и каждый из детекторов 124 параллельно распознает излучение, испускаемое более, чем одним из рентгеновских источников 108, поскольку рентгеновские источники 108 расположены в разных местоположениях вдоль оси z 116, испускаемое излучение проходит через различные пути через область 116 формирования изображения и представляет различную информацию.

Это показано на фиг.3, где рентгеновские источники 304 и 308 установлены в различных положениях вдоль оси z 312. Пучок 316, испускаемый рентгеновским источником 304, коллимируется коллиматором 320 и подсвечивает часть общего детектора 324. Параллельно пучок 328, испускаемый рентгеновским источником 308, коллимируется коллиматором 332 и подсвечивает часть общего детектора 324. Как показано, пучки 304 и 308 перекрывают общий детектор 324.

При необходимости динамический диапазон детекторов 124 (фиг. 1) может быть подходящим образом сконфигурирован традиционными технологиями на основе некоторого количества рентгеновских источников 108, параллельно испускающих излучение, поскольку каждый рентгеновский источник 108 вносит вклад в рентгеновскую интенсивность, видимую детекторами 124.

При обнаружении излучения из рентгеновских источников 108, каждый из детекторов 124 генерирует сигнал, указывающий обнаруженное излучение. Поскольку излучение от множества рентгеновских источников 108 обнаруживается одновременно, генерируемые сигналы имеют составляющие или компоненты, соответствующие каждому из излучающих рентгеновских источников 108.

Эти сигналы подают в восстанавливающую систему 136 для восстановления объемных данных, характеризующих объект. Как описано более подробно ниже, восстановительная система 136 имеет реконструирующее устройство 140 с множеством источников, принимая во внимание, что каждый сигнал из сигнала соответствующего перекрывающейся позиции детекторов 124 является составным сигналом с составляющими от каждого из N рентгеновских источников 108. Следует принимать во внимание, что реконструирующее устройство 140 может быть аппаратным средством или программным обеспечением. В одном случае реконструирующее устройство 140 содержит компьютерный процессор, который вычисляет компьютерные считываемые команды, сохраненные на машиночитаемом носителе.

Процессор 144 изображения обрабатывает восстановленные данные, чтобы генерировать одно или более изображений. Сформированное изображение может быть отображено, снято на пленку, заархивировано, переадресовано клиническому врачу (например, по электронной почте и т.п.), смешанно с изображениями от других способов обработки изображения, дополнительно обработано (например, посредством измерительных и/или сервисных программ визуализации и/или выделенных систем визуализации), сохранено и т.п.

Вычислительная система (или консоль) 148 облегчает взаимодействие оператора с и/или управление сканером 104. Программные приложения, выполняемые вычислительной системой 148, позволяют оператору конфигурировать и/или управлять операциями сканера 104. Например, оператор может взаимодействовать с вычислительной системой 148, чтобы выбрать протоколы сканирования, инициировать, делать паузу и прекращать сканирование, просматривать изображения, манипулировать данными объемного изображения, измерять различные характеристики данных (например, CT количество, шум и т.п.) и т.п. Вычислительная система 148 также передает различную информацию управляющему элементу 132.

На фиг. 4 показана блок-схема процесса восстановления 400, используемого реконструирующим устройством 140. Система 100 может быть смоделирована как функция от N рентгеновских источников 108. В одном случае это достигается путем определения неизвестных коэффициентов затухания в карте затухания. Например, неизвестные коэффициенты затухания могут быть описаны и решены на основе линейных интегралов или иным образом. Результирующая функция является суммированием по N рентгеновским источникам 108 и вычисляет произвольное перекрытие рентгеновских пучков на каждом из детекторов 124. Эта модель может быть использована в связи со следующим итеративным восстановительным подходом.

На шаге 404 генерируют оценку начального изображения для стереоскопической CT системы, одновременно испускающей излучение. На шаге 408 оценку изображения проецируют, чтобы генерировать проекционные данные. На шаге 412 проекционные данные сравнивают с целевой функцией. В одном случае целевая функция есть логарифмическое правдоподобие вышеприведенной системной модели, которая учитывает сигналы, соответствующие множеству перекрытий пучков. На шаге 416 это сравнение используется, чтобы настроить оценку изображения. Различные известные методики могут быть использованы, чтобы максимизировать функцию, чтобы увеличить вероятность с каждой итерацией. Например, может быть использован подход максимизации математического ожидания, чтобы монотонно увеличивать вероятность. Другие подходящие методики включают, но не ограничиваются, согласованный подъем, упорядоченный поднабор и параболоидальные подходы.

В качестве примера, в одном из вариантов реализации используется функция максимального правдоподобия, чтобы последовательно изменять элемент объемного изображения в ходе каждой итерации, основанной на вкладах N рентгеновских источников. В этом примере реконструирующее устройство 140 с множеством источников передает проекционные данные для каждого из N рентгеновских источников 108 на каждой итерации. Проекционные данные настраиваются и размещаются к каждому из N рентгеновских источников 108. Это может быть достигнуто путем вычисления разности между совокупностью проекционных данных и оцененных данных и масштабированием проекционных данных, основанных на этих разностях. Данные затем проецируются назад для каждого источника как взвешенная функция от вклада рентгеновского источника, чтобы агрегировать вклад. Это вычисляется для N рентгеновских источников 108. Каждая итерация завершается на последовательном изменении элементов объемного изображения, и с каждой итерацией расположение данных изменяется и сходится.

Этот процесс проецирования оцененного изображения, сравнения проецированных данных с функцией дефекта и изменения оцененного изображения продолжается до достижения желательного уровня соглашения с проекционными данными.

Пример такой методики используется для системы гамма-томографии (SPECT), раскрытой в "Maximum Likelihood Transmission Image Reconstruction for Overlapping Transmission Beams", Fessler et al., IEEE Transaction on Medical Imaging, Vol. 19, No. 11, ноябрь 2000.

На фиг. 2 показана блок-схема последовательности операций способа 200 одновременного использования, по меньшей мере, двух рентгеновских источника 108 в стереоскопической конфигурации, чтобы изобразить объект. Подобно системе 100 рентгеновские источники 108 могут быть спарены с детекторами 124 в системах третьего, четвертого или другого поколения. Со стереоскопической конфигурацией рентгеновские источники 108 могут быть установлены так, чтобы они находились приблизительно в одинаковом угловом положении вокруг области 112 формирования изображения и смещены вдоль оси z 116. Однако другие конфигурации, как описано выше, также возможны. Кроме этого рентгеновские источники 108 могут быть прикреплены к раме и вращаться с вращающейся рамой 120.

На этапе 204, по меньшей мере, два рентгеновских источника 108 одновременно генерируют и испускают излучение через область 112 формирования изображения. Такое излучение может быть конусным пучком, веерным пучком или пучком других геометрий. Каждый из рентгеновских источников 108 может испускать излучение, имеющее одинаковое или различное спектральное распределение, интенсивность и/или другие характеристики. На шаге 208 излучение от каждого рентгеновского источника 108 пересекает область 112 формирования изображения. Поскольку рентгеновские источники 108 находятся в различных положениях вдоль оси z, излучение, испускаемое каждым рентгеновским источником 108, проходит различным путем через область 116 формирования изображения.

После пересечения области 112 формирования изображения, на шаге 212, излучение попадает, по меньшей мере, на один из детекторов 124. Один или более детекторов 124 могут иметь один или более детекторных элементов. Кроме того, детекторы или детекторные элементы в нем, могут быть различными или одинаковыми по размеру, разрешению интенсивности, форме и так далее. В одном примере детекторы 124 являются двухразмерными детекторами большой области, которые могут быть использованы, чтобы обнаруживать данные, соответствующие множеству слоев, более больших объемов, ширины или интересующих областей и т.п. относительно одноразмерных детекторов. Такие детекторы 124 могут быть использованы, чтобы получать данные, соответствующие более большим областям или целым органам при одиночном осевом сканировании.

На шаге 216 каждый из детекторов 124 генерирует сигнал, указывающий обнаруженное излучение. Так как излучение от множества рентгеновских источников 108 обнаруживается одновременно, генерируемый сигнал имеет составляющую излучения от каждого из рентгеновских источников 108. На шаге 220 эти сигналы передаются в восстанавливающую систему 136, которая восстанавливает сигналы, используя различные восстановительные методики, чтобы генерировать объемные данные, указывающие сканированную область объекта. Как описано выше, восстановительная система 136 использует реконструирующее устройство 140, чтобы восстанавливать сигналы. На шаге 224 объемные данные обрабатываются, чтобы сформировать одно или более изображений, которое может быть отображено, снято на пленку, заархивировано, смешано или иным образом обработано.

Системы и способы, описанные в данном документе, могут быть использованы для различных применений СТ, где желателен захват больших объемов за относительно короткий период времени желателен. Такие применения включают сердечную CT, в которой часто желательно изображать целое или существенную часть сердца относительно быстро, чтобы улучшить временное разрешение. Примеры других применений включают перфузионную сцинтиграмму, функциональное сканирование, метаболическое сканирование и т.п.

Изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Модификации и изменения могут осуществляться другими при прочтении и понимании предшествующего подробного описания. Это значит, что изобретение истолковывается как включающее все модификации и изменения в пределах прилагаемой формулы изобретения или любыми эквивалентами из него.

1. Система (100) компьютерной томографии, содержащая:по меньшей мере, два рентгеновских источника (108), расположенных в различных положениях вдоль оси z приблизительно в одинаковом угловом положении и одновременно испускающих излучение, которое пересекает область (116) формирования изображения,по меньшей мере, один детектор (124), предназначенный для детектирования излучения, испускаемого, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками (108), и генерирования смешанных данных, показывающих детектируемое излучение, ивосстанавливающую систему (136), обеспечивающую реконструирование смешанных данных для формирования изображения.

2. Система по п.1, отличающаяся тем, что восстанавливающая система (136) содержит восстанавливающее устройство (140), которое подсчитывает составляющую каждого из, по меньшей мере, двух рентгеновских источников (108) в смешанных данных.

3. Система по п.2, отличающаяся тем, что восстанавливающее устройство (140) использует итеративный восстанавливающий подход.

4. Система по п.3, отличающаяся тем, что реконструирующее устройство (140) конфигурировано для обновления частичной составляющей каждого из, по меньшей мере, двух источников (108) для каждого элемента объемного изображения в восстановленных данных в ходе каждой итерации.

5. Система по п.3, отличающаяся тем, что итерационный подход включает максимизацию логарифмического подобия через, по меньшей мере, одну максимизацию математического ожидания, скоординированный подход, упорядоченный поднабор и параболическую методику.

6. Система по п.1, отличающаяся тем, что, по меньшей мере, два рентгеновских источника (108) испускают излучение с почти одинаковым потоком фотонов или различными потоками фотонов.

7. Система по п.1, отличающаяся тем, что, по меньшей мере, один детектор (124) конфигурирован для детектирования излучения в ходе одиночного осевого сканирования.

8. Система по п.1, отличающаяся тем, что, по меньшей мере, два рентгеновских источника (108) связаны с одной из различных рентгеновских трубок, той же самой рентгеновской трубкой, или их комбинацией.

9. Система по п.1, отличающаяся тем, что детектируемые данные соответствуют части человеческого сердца.

10. Система по п.1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит, по меньшей мере, один дополнительный источник (108), размещенный в положении с другим углом и другим смещением вдоль оси z.

11. Система по п.1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит, по меньшей мере, один дополнительный рентгеновский источник (108), размещенный в положении с другим углом и почти таким же положением по оси z как и для одного из, по меньшей мере, двух рентгеновских источников (108).

12. Система по п.1, отличающаяся тем, что излучение, испускаемое другими рентгеновскими источниками (108), имеет различные спектральные характеристики излучения.

13. Система по п.1, отличающаяся тем, что дополнительно содержит, по меньшей мере, второй детектор (124), при этом, по меньшей мере, один детектор (124) и второй детектор (124) имеют аналогичные или различные разрешения интенсивности.

14. Способ формирования изображения стереокомпьютерной томографии, заключающийся в том, что:одновременно испускают излучение, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками (108), расположенными в различных положениях по оси z в одинаковом угловом положении вокруг области (112) формирования изображения, которое пересекает область (112) формирования изображения;детектируют излучения, по меньшей мере, от двух рентгеновских источников (108), по меньшей мере, одним общим детектором (124);генерируют смешанные данные, указывающие детектируемое излучение; ивосстанавливают смешанные данные, чтобы сформировать изображение.

15. Способ по п.14, отличающийся тем, что, по меньшей мере, два рентгеновских источника (108) испускают излучение с, по существу, подобным потоком фотонов.

16. Способ по п.14, отличающийся тем, что дополнительно используют методики итеративного восстановления, которые подсчитывают составляющую для каждого из, по меньшей мере, двух рентгеновских источников (108) в смешанных данных.

17. Способ по п.16, отличающийся тем, что для каждого элемента объемного изображения в каждой итерации, на шаге восстановления смешанных данных:вычисляют вклад из каждого из, по меньшей мере, двух рентгеновских источников (108);настраивают каждую составляющую, основанную на измеренных данных;обновляют результаты предшествующей итерации; ипроецируют назад обновленные результаты.

18. Способ по п.17, отличающийся тем, что обратное проецирование взвешивают как функцию рентгеновского источника, чтобы агрегировать составляющую, чтобы учитывать каждый из, по меньшей мере, двух рентгеновских источников (108).

19. Способ по п.16, отличающийся тем, что дополнительно осуществляют обновление результатов путем максимизации функции логарифмического правдоподобия.

20. Система (10) формирования изображения компьютерной томографии, содержащая:средство для одновременного испускания излучения, по меньшей мере, двумя рентгеновскими источниками (108), размещенными в стереоскопической конфигурации;средство для одновременного детектирования излучения, по меньшей мере, от двух рентгеновских источников (108);средство для генерации индикативного сигнала;средство для восстановления сигнала для формирования изображения.