DE10164245A1

DE10164245A1 - Verfahren zum Kompensieren eines Spaltes bei volumetrischen Mehrfachplatten-CT-Abtastern und zugehörige Vorrichtung

Info

Publication number: DE10164245A1
Application number: DE10164245A
Authority: DE
Inventors: Cherik Bulkes; Jiang Hsieh; John Michael Sabol
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2000-12-28
Filing date: 2001-12-27
Publication date: 2002-08-08
Also published as: US6389097B1; JP4236406B2; JP2002325757A

Abstract

Es ist ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Konfigurieren eines großen CT-Detektors (18) offenbart, wobei eine Vielzahl von kleineren Detektorplatten (50 bis 58) der Röntgenbauart verwendet werden, wobei die Platten bemessen und nebeneinander angeordnet sind, um sich über einen Fächerstrahl (16) zu erstrecken, und so konjugierte Strahlenbündel, die während der Aufnahme erzeugt werden, immer zumindest ein Strahlenbündel aufweisen, das eine Detektorplatte schneidet, und es wird ein gesammeltes Signal auch dann erzeugt, wenn das andere Strahlenbündel an dem konjugierten Paar auf einen Spalt (72) zwischen Platten gerichtet ist, wobei das Verfahren des weiteren Interpolierens (124) über jeden Spalt (72), nachdem die Daten aufgenommen sind, und dann Zusammensetzen (126, 128) der interpolierten Daten über die Spalten (72) mit den gesammelten Signalen zum Erzeugen von Rückprojektionsdaten für jedes zu dem Spalt gerichteten Strahlenbündel.

Description

Beschreibung

Der Bereich der Erfindung betrifft CT-Abtastungsvorrichtungen und insbesondere volumetrische CT-Abtastungsvorrichtungen, die eine schnelle Sammlung von für eine CT-Abbildung erforderlichen Daten vereinfacht.

Viele verschiedenartige Bauarten von medizinischen Abbildungssystemen wurden entwickelt, die für verschiedene Zwecke verwendet werden. Die wahrscheinlich gängigste Bauart einer Abbildungssystemkategorie weist Röntgenstrahlensysteme auf, bei denen eine Strahlung über einen Abschnitt eines Patienten, der abzubilden ist, und in Richtung einer Detektorplatte gerichtet wird. Eine beispielhafte Röntgenstrahlendetektorplatte weist einen CsI-Scintillator auf, der mit einer amorphen Siliziumreihe gekoppelt ist. Mit einer Strahlung, die in Richtung eines Bereichs eines Patienten, der abgebildet werden soll, gerichtet ist (insbesondere einen Bereich des Interesses) blockt der Bereich des Interesses etwas von der Strahlung ab und etwas von der Strahlung tritt durch den Bereich hindurch und wird durch die Platte gesammelt. Die Strahlungsmenge, die durch den Bereich entlang der Trajektorie eines gegebenen Strahls hindurchtritt, hängt von der Art des Gewebes entlang der Trajektorie ab. Somit kann ein Tumor mehr Strahlung mehr Strahlung als Fleischgewebe abblocken und Knochengewebe kann mehr Strahlung als ein Tumor abblocken usw. Daher kann ein Röntgenstrahlensystem zum Sammeln einer "Projektion" durch einen Patienten verwendet werden. Die vorstehend genannten Detektorplatten werden im allgemeinen im folgenden als digitale Detektorplatten bezeichnet.

Eine andere Abbildungssystembauart wird im allgemeinen als ein Computertomografiesystem (CT) bezeichnet. Ein beispielhaftes CT- System weist eine Strahlungspunktquelle und einen Strahlungsdetektor auf, die an gegenüberliegenden Seiten eines Abbildungsbereichs montiert sind. Die Punktquelle erzeugt eine Strahlung, die in einen Fächerstrahl mit einer Vielzahl von Strahlen kollimiert wird, die entlang der Trajektorien im wesentlichen über den Abbildungsbereich gerichtet sind. Ein Bereich des Interesses ist innerhalb des Abbildungsbereichs positioniert. Mit der eingeschalteten Strahlungsquelle blockt der Bereich des Interesses etwas von der Strahlung ab und etwas von der Strahlung tritt durch den Bereich hindurch und wird durch den Detektor gesammelt. Wie bei Röntgenstrahlungssystemen hängt die Strahlungsmenge, die durch den Bereich des Interesses entlang der Trajektorie eines gegebenen Strahls hindurchtritt, von der Art des Gewebes entlang der Trajektorie ab.

Bei CT-Systemen werden die Quelle und der Detektor über den Bereich des Interesses so gedreht, dass die "Projektionen" der Strahlung durch den Bereich bei einer großen Anzahl von Winkeln an dem Bereich gesammelt werden können. Durch Kombinieren der Projektionen, die einem Volumen durch den Bereich des Interesses entsprechen, unter Verwendung einer Filter- und Rückprojiziertechnik wird eine dreidimensionale tomografische Abbildung des Volumenbereichs erzeugt.

Zahlreiche Faktoren müssen berücksichtigt werden, wenn die beste Art zum Konfigurieren eines CT-Abbildungssystems ermittelt wird, die relative Systemkosten und die sich ergebende Abbildungsqualität einschließen.

Unter Bezugnahme auf Fig. 2 werden eine beispielhafte CT-Quelle 14 und ein Detektor 18 dargestellt, wobei sie an gegenüberliegenden Seiten eines Abbildungsbereichs 21 positioniert sind. Die Quelle 14 wird kollimiert bzw. parallel gerichtet, um einen Strahl 16 mit einer Vielzahl von Strahlen auszubilden (nicht getrennt nummeriert). Für eine Untersuchung eines typischen menschlichen Körpers 22 ist ein Sichtfeld (FOV) von 50 cm erforderlich. Bei jedem CT-System verursacht die Geometrie des Systems einen Vergrößerungsfaktor (der als das Verhältnis des Abstands der Quelle zum Detektor über den Abstand der Quelle zum Isozentrum (ISO 24) definiert ist), so dass die Dimension der Detektorreihe 18 über den Fächerstrahl größer als das FOV an der Position des Bereichs des Interesses sein muss. Bei einem beispielhaften CT-System ist der Vergrößerungsfaktor näherungsweise 1,7, so dass die minimale Detektorplattenbreite 85 cm ist, wie dargestellt ist.

Ein Weg zum Konstruieren von CT-Detektoren liegt darin, eine große Anzahl von CT-Detektorelementen (nicht getrennt nummeriert) an einem Bogen an der Strahlungsquelle 14 zu konfigurieren, wie in Fig. 2 dargestellt ist. Ein beispielhafter Detektor 18 kann bis zu acht Reihen von Elementen senkrecht zu einer Querrichtung oder einer Z-Achse aufweisen, wobei jede Reihe mehrere hundert Elemente entlang der Fächerstrahlbreite aufweisen kann (insbesondere entlang der Breite von 85 cm, wie in Fig. 2 dargestellt ist). Zusätzlich zu den Detektorelementen selbst ist ein Erfassungsschaltkreis für jedes Detektorelement zum Ändern eines vom Element erzeugten Signals in ein digitales Signal zum Verarbeiten vorgesehen. Vorzugsweise können solche Elemente so aufgebaut und konfiguriert sein, dass im wesentlichen kein Spalt zwischen angrenzenden Elementen besteht und daher können die Daten, die verwendet werden, um zur Diagnose nützliche Abbildungen zu erzeugen, einfach gesammelt werden.

Ein Problem mit gemäß vorstehender Beschreibung aufgebauter CT- Detektoren liegt darin, dass der Gesamtaufbau extrem teuer aufgrund der Anzahl der Elemente und der entsprechenden Erfassungsschaltkreise ist. Außerdem ist der Aufbau, der die Elementpositionen bezüglich der Quelle hält, oft relativ komplex.

Eine Lösung zum Bewältigen der mit den Detektoren verknüpften Problemen, die eine große Anzahl von Detektorelementen und entsprechenden Erfassungsschaltkreisen erfordern, liegt darin, einen Detektor auf der Grundlage eines einzelnen Siliziumwafers wie die vorstehend beschriebenen digitalen Detektoren vorzusehen. Somit könnte ein digitaler Detektor mit einer Breite von 85 cm zum Sammeln aller CT-Erfassungsdaten verwendet werden, wobei dadurch die Kosten von separaten Elementen und Erfassungsschaltkreisen vermieden werden.

Während digitale Detektoren extrem nützlich sind, werden leider die Siliziumwafer oder -platten, die zum Aufbauen derartiger Detektoren erforderlich sind, lediglich mit relativ geringen Längen- und Breitenabmessungen als Massenprodukt hergestellt. Die Waferabmessungen geben die Größe des Detektors und daher des FOVs vor. Somit gibt es keine in großen Mengen hergestellte digitale Detektorplatte, die eine Breite von 85 cm hat. Während große Siliziumwafer für derartige Platten hergestellt werden könnten, ist die Fähigkeit zum Erzielen von einer konsistenten Herstellungsqualität derartig großer Wafer infrage zu stellen und die mit einem solchen Aufwand verknüpften Kosten sind fraglich.

Eine Lösung liegt darin, eine Detektorplatte zu konfigurieren, die Daten über weniger als den gesamten FOV sammelt und die Quelle und die Platte über mehr als 180° über den Bereich des Interesses dreht. Beispielsweise kann eine Detektorplatte mit einer Breitenabmessung, die geringfügig größer als die Hälfte des vollständigen FOV ist, konfiguriert werden. Für eine derartige Platte wären 360° Drehung erforderlich, um Daten zu sammeln, um ein fehlerfreies Bild zu erzeugen.

Während eine Platte von einem halben FOV kostengünstiger als eine Platte von einem vollständigen FOV wäre, sind jedoch derartige Platten relativ groß, können nicht unter Verwendung von massenerzeugten Siliziumwafern konfiguriert werden und sind daher immer noch relativ kostspielig.

Bei einem beispielhaften Ausführungsbeispiel der Erfindung hat eine Vorrichtung mit einem großen CT-Detektor, der aus einer Vielzahl von kleinen digitalen Detektorplatten besteht, wobei die Platten bemessen und nebeneinander angeordnet sind, um sich über einen Fächerstrahl zu erstrecken und so dass konjugierte Strahlen, die während der Datenerfassung erzeugt werden, ständig zumindest einen Strahl aufweisen, der eine Detektorplatte schneidet und ein gesammeltes Signal auch dann sammelt, wenn ein anderer Strahl in dem konjugierten Paar an einen Spalt zwischen den Platten gerichtet ist.

Die Erfindung schließt auch ein Verfahren ein, das mit dem vorstehend genannten Detektor verwendet werden kann, wobei das Verfahren, nach dem Daten erfasst sind, das Interpolieren über jeden Spalt zum Erzeugen eines modifizierten Datensatzes und dann das Kombinieren des modifizierten Datensatzes einschließlich der über die Spalte interpolierten Daten mit gesammelten Signalen aufweist, die den Strahlen entsprechen, die konjugierte derjenigen Strahlen sind, die an die Spalte gerichtet sind, um Rückprojektionsdaten für jeden an den Spalt gerichteten Strahl zu erzeugen.

Diese und andere Gesichtspunkte der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung erkennbar. In der Beschreibung wird auf die beigefügten Zeichnungen Bezug genommen, die einen Teil davon Bilden und in denen ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt wird. Ein derartiges Ausführungsbeispiel stellt nicht notwendiger Weise den vollständigen Anwendungsbereich der Erfindung dar und Bezug wird daher auf die Ansprüche zur Interpretation des Anwendungsbereichs der Erfindung genommen.

Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht eines CT- Abbildungssystems;

Fig. 2 ist ein schematisches Blockdiagramm des in Fig. 1 dargestellten Systems;

Fig. 3 ist eine schematische Ansicht, die eine auf Platten basierende Detektorreihe zeigt;

Fig. 4 ist eine perspektivische Draufsicht der Reihe von Fig. 3;

Fig. 5 ist ein beispielhaftes Rippenphantombild;

Fig. 6 ist ein beispielhaftes Rippenphantombild, das dem von Fig. 5 ähnlich ist, jedoch ohne die Nutzung von zumindest einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;

Fig. 7 ist Fig. 4 ähnlich, stellt jedoch einen kleineren Abschnitt der in Fig. 4 dargestellten Reihe dar;

Fig. 8 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung darstellt.

Unter Bezugnahme auf die Fig. 1 und 2 wird ein Computertomografieabbildungssystem 10 (CT) dargestellt, wobei es einen Rahmen 12 aufweist, und wobei es eine CT- Abtastungsvorrichtung der "dritten Generation" darstellt. Der Rahmen 12 hat eine Röntgenstrahlenquelle 14, die ein Bündel von Röntgenstrahlen 16 in die Richtung einer Detektorreihe 18 an der gegenüberliegenden Seite des Rahmens 12 projiziert. Die Detektorreihe 18 ist aus einer Vielzahl von Röntgenstrahlenplatten 20 aufgebaut, die gemeinsam die projizierten Röntgenstrahlen erfassen, die durch ein Objekt oder einen Bereich des Interesses 22, beispielsweise einen Bereich eines Patienten hindurchtreten. Während einer Abtastung zum Aufnehmen von Röntgenstrahlenprojektionsdaten drehen sich der Rahmen 12 und die daran montierten Komponenten an einer Drehmitte oder einem Isozentrum 24.

Die Drehung des Rahmens 12 und der Betrieb der Röntgenstrahlenquelle 14 werden von einem Steuerungsmechanismus 26 des CT-Systems 10 geleitet. Der Steuerungsmechanismus 26 weist eine Röntgenstrahlensteuerungsvorrichtung 28 auf, die leistungs- und Zeitabstimmungssignale zu der Röntgenstrahlenquelle 14 vorsieht, und eine Rahmenmotorsteuerungsvorrichtung 30, die die Drehzahl und die Position des Rahmens 12 steuert. Ein Datenaufnahmesystem (DAS) 32 an dem Steuerungsmechanismus 26 entnimmt analoge Daten von den Detektorplatten 20, ermittelt, wo über die Fläche jeder Platte ein Röntgenstrahl erfasst wurde, und wandelt die Erfassungspositionen in digitale CT-Signale um, die als CT- Zählungen in einer Massenspeichervorrichtung 38 für die nachfolgende Weiterverarbeitung gespeichert werden. Entweder während der Datenaufnahme oder darauf nimmt eine Abbildungsrekonstruktionseinrichtung 34 die entnommenen und digitalisierten Röntgenstrahlendaten von der DAS 32 auf oder bezieht die Daten von der Speichervorrichtung 38 und führt eine Hochgeschwindigkeitsabbildungsverarbeitung durch, wie genauer nachstehend beschrieben ist, um eine oder mehrere Abbildungen zu erzeugen. Die Abbildungen werden einem Computer 36 zur Verfügung gestellt, der die Abbildung an einer Massenspeichervorrichtung 38 für eine nachfolgende Untersuchung speichert.

Der Computer 36 empfängt auch Anweisungen und Abtastparameter von einem Betreiber über eine Konsole 40, die eine Tastatur hat. Eine verknüpfte Anzeige 42 gestattet es dem Betreiber, die Abbildungen und andere Daten von dem Computer 36 zu überwachen. Die vom Betreiber zugeführten Anweisungen und Parameter werden von dem Computer 36 verwendet, um Steuerungssignale und Informationen der DAS 32, der Röntgenstrahlensteuerungseinrichtung 28 und der Gestellmotorsteuerungsvorrichtung 30 bereitzustellen. Außerdem betreibt der Computer 36 eine Tischmotorsteuerungsvorrichtung 44, die einen motorisch angetriebenen Tisch 46 steuert, um den Patienten 22 entlang der Z-Achse 15 innerhalb des Gestells 12 zu positionieren. Somit bewegt der Tisch 46 Abschnitte des Patienten 22 durch die Rahmenöffnung 48 entlang der Achse 15.

Unter Bezugnahme auf die Fig. 2, 3 und 4 wird eine beispielhafte Detektorreihe 18 gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt. Die Detektorreihe 18 weist eine Vielzahl von Röntgenstrahlung- oder Digitaldetektorplatten 50, 52, 54, 56 und 58 auf. Alle Platten 50 bis 58 sind ähnlich aufgebaut und daher wird zur Kurzfassung nur eine zentrale Platte 54 genau beschrieben. Daher sind die Konstruktion und der Betrieb der Platten wie der Platte 54 gut bekannt gemäß der CT-Technik und werden daher hier nicht genau erklärt.

Es ist ausreichend, anzumerken, dass bei einem Ausführungsbeispiel die Platte 54 einen CsI-Scintillator 60 aufweist, der mit einer amorphen Siliziumreihe 62 gekoppelt ist. Ein Kristall 60 definiert eine Ebene bzw. flache Aufprallfläche 64 mit einer Breitenabmessung W und einer Längenabmessung L. Wenn ein Röntgenstrahl auf die Fläche 64 auftrifft, "scintilliert" das Kristall 60 und erzeugt ein Licht, das durch eine Reihe 62 erfasst wird. Unter Absorbieren des Lichtes erzeugt die Reihe 62 ein Signal, das zum Ermitteln der Energie der absorbierten Röntgenstrahlung und auch zum Ermitteln der exakten Lage der entlang der Fläche 64 verwendet werden kann, an der der Röntgenstrahl aufgetroffen ist. Die Platte 54 hat auch einen (nicht dargestellten) Erfassungsschaltkreis, der mit der Reihe 62 verbunden ist und Signale davon aufnimmt, die sowohl die mit der erfassten Röntgenstrahlung verknüpfte Energie als auch den Röntgenstrahlauftreffpunkt identifiziert. Die Energie und der Auftreffpunkt jedes Röntgenstrahls wird dem Computer 36 zum Verarbeiten und zum Speichern bereitgestellt. Schließlich weist der Computer 36 einen Prozessor 37 für die Datenverarbeitung und das Systemmanagement auf.

Unter weitergehender Bezugnahme auf die Fig. 2, 3 und 4 sind die Platten 50, 52, 54, 56 und 58 nebeneinander angeordnet, so dass ihre Breitendimensionen W entlang des Fächerstrahls 16 aufgereiht ist. Anstelle dass jede Platte (z. B. 54) und die entsprechende Siliziumreihe (z. B. 62) über die FOV von den gesamten 85 cm oder sogar die Hälfte des FOV ausgedehnt sein muss, braucht daher jede Breitenabmessung B sich nur über einen kleinen Abschnitt des FOV erstrecken. Beispielsweise, wie in Fig. 3 unter der Annahme eines Erfordernisses eines FOV von 85 cm und von 5 Platten dargestellt ist, müsste jede Plattenbreitenabmessung nur ungefähr 17 cm betragen. Bei anderen Ausführungsbeispielen, bei denen weniger oder mehr Platten eingesetzt werden, würden die Plattenbreitendimensionen W entsprechend nach oben oder nach unten angepasst werden. Die erforderliche Längenabmessung L ist sehr klein. Somit sind mit dem erfindungsgemäßen Aufbau die Länge L und die Breite W relativ klein, und daher sind ein FOV von 85 cm oder FOVs, die sogar größer sind, einfach unter Verwendung von standardisierten und massenerzeugten Digitaldetektorplatten mit Siliziumwafern 62 unterzubringen.

Während der Aufbau, der in den Fig. 3 und 4 dargestellt ist, die vorstehend diskutierten FOV-Probleme bewältigt, wurden massenhergestellte Digitaldetektorplatten, wie die Platte 54, nur aufgebaut, um ihre eigene FOV aufzunehmen, und sind nicht angrenzend an andere ähnliche Platten angeordnet, um größere FOVs aufzunehmen. Aus diesem Grund erstreckt sich eine gewisse Plattenhardware (z. B. Plattenabdichtungskomponenten, Ausleseleitungen für den Erfassungsschaltkreis usw.) quer über die Abmessungen der Länge L und der Breite W hinaus. Auch wenn die Platten 50, 52, 54, 56 und 58 so nah wie möglich positioniert sind, um eine Reihe 18 auszubilden, wird aus diesem Grund ein endlicher Spalt zwischen jeweils zwei angrenzenden Platten vorhanden sein. In den Fig. 3 und 4 sind beispielsweise die Spalte zwischen angrenzenden Platten durch Bezugszeichen 70, 72, 74 und 76 identifiziert.

Von dem Standpunkt der tomografischen Rekonstruktion sind Spalte zwischen Platten und somit nicht gesammelte Projektionsdaten höchst unerwünscht und können einfach zu Abbildungsfehlern führen, die den diagnostischen Nutzen von den sich ergebenden Abbildungen beträchtlich verringern. Beispielsweise wird eine Abbildung eines Rippenphantoms unter Bezugnahme auf Fig. 5 mit einem herkömmlichen CT-Abbildungssystem einschließlich einer großen Anzahl von CT-Detektorelementen erzeugt, die angeordnet sind, um eine Detektorreihe auszubilden. Die Abbildung von Fig. 5 wurde ausgebildet, ohne die Spalte zu simulieren, und daher ist die Abbildung relativ gut.

Unter Bezugnahme auf Fig. 6 ist ebenso eine Rippenphantomabbildung dargestellt, die unter Verwendung des gleichen herkömmlichen CT-Systems erzeugt wurde, das die Abbildung von Fig. 5 erzeugt hat, aber mit der Spaltsimulation. Zum Simulieren von Spalten (beispielsweise 70 in den Fig. 3 und 4) wurden einige der Detektorelementeinlesungen, die den Lagen der Spalten an dem plattenbasierten System entsprechen, bei der herkömmlichen Detektorreihe zu 0 gesetzt. In Fig. 5 wurden 9 mm Spalte simuliert, wobei die Spalte um I00 mm getrennt sind. Es ist anzumerken, dass die simulierte Spaltabmessung von 9 mm viel größer als ein Spalt ist, der wahrscheinlich bei einem plattenbasierten Detektor auftreten würde. Der übermäßige Spalt wurde ausgewählt, um die Robustheit der vorliegenden Erfindung zu zeigen und auch um die mit einem System verknüpften Probleme darzustellen, das die vorliegende Erfindung nicht einsetzt.

Die Spalte wurden so simuliert, dass die Abstände bzw. Räume zwischen den Spalten symmetrisch an der Strahlungsquelle angeordnet sind. Beispielsweise waren Zentraldetektoren, die die 100 mm des Zentrums der Reihe umfassten, so angeordnet, dass ein zentraler Fächerstrahl die Mitte der Zentraldetektoren geschnitten hat. Beim Herausbewegen aus der Mitte der Zentraldetektoren in jede Richtung waren Spalte symmetrisch an den Zentraldetektoren angeordnet. Die Abbildung der Fig. 6 zeigt klar mehrere Abbildungsfehler, insbesondere runde Kreise auf, die sich direkt aus den simulierten Spalten ergeben und die den diagnostischen Nutzen der sich ergebenden Abbildung minimieren.

Wie in der CT-Industrie gut bekannt ist, wenn Daten über eine Drehung von 360 Grad gesammelt werden, weisen die aufgenommenen Daten potentiell zwei Datenentnahmen auf und resultierende Datensignale für jede Strahltrajektorie über den Bereich des Interesses auf, wobei eine Entnahme oder ein Signal einem Strahl entlang einer ersten Trajektorienrichtung und eine weitere Entnahme oder ein Signal einem Strahl entlang einer zweiten Trajektorienrichtung entgegengesetzt zu der ersten entsprechen. Die entgegengesetzt gerichteten Strahlen werden allgemein als konjugierte Strahlen bezeichnet. Somit scheint eine Lösung zum Bewältigen des Fehlerproblems, das mit den Spalten verknüpft ist, in Zusatzentnahmen oder -signalen zu liegen, die aufgrund der Spalten nicht gesammelt wurde, wobei gesammelte Entnahmen oder Signale den konjugierten Strahlen entsprechen.

Die vorliegenden Erfinder haben erkannt, dass ein Problem mit den plattenbasierten Reihen darin liegt, dass, wenn die Platten auf eine gewisse Weise konfiguriert werden, wenn ein erstes konjugiertes Strahlenpaar in Richtung eines Spaltes während der Datenaufnahme gerichtet ist, der zweite Strahl des konjugierten Strahlenpaares ebenso auf den Spalt gerichtet ist, so dass keiner der konjugierten Strahlen während der Aufnahme erfasst wird. Aus diesem Grund ist dann, wenn derartige Konfigurationen aufgebaut werden, eine konjugierte Ergänzung im wesentlichen unmöglich. Wie es sich daraus ergibt, weist eine Gruppe von Konfigurationen, die darin resultieren, dass beide Strahlen eines konjugierten Paares in Richtung der Spalten gerichtet ist, alle Plattenkonfigurationen auf, bei denen Spalten symmetrisch an der Mitte der Detektorreihe angeordnet sind, wie es simuliert ist, um die Abbildung von Fig. 6 zu erzeugen.

Somit ist es ein durch die vorliegenden Erfinder entwickeltes Konzept, die Detektorplatten 50-58 so zu versetzen, dass zumindest einer von dem Paar der konjugierten Strahlen eine Plattenauftrefffläche schneidet und dadurch erfasst wird, wobei ein gesammeltes Datensignal erzeugt wird, das für die konjugierte Ergänzung des konjugierten nicht gesammelten Signals verwendet werden kann. Insgesamt ergibt der Versatz "unvollständige konjugierte Entnahmepaare" einschließlich eines gesammelten Datensignals und eines nicht gesammelten Datensignals anstelle von zwei nicht gesammelten Datensignalen.

Schließlich durchschneidet unter Bezugnahme auf Fig. 4 der Mittenpunkt 90 entlang der Breitenabmessung W die Platte 54 und der Strahl 100 ist ein Zentralbündelstrahl, der durch den isozentrischen Punkt 24 hindurchtritt. Wie dargestellt ist, wurde die Platte 54 zu der rechten mit einem Versatzabstand 92 bezüglich der Reihe 100 verschoben. Jeder von vielzähligen verschiedenartigen Abständen 92 kann mit der einzigen Beschränkung ausgewählt werden, dass die Verschiebung in der Anordnung der Spalten (beispielsweise 70 und 72) so resultieren muss, dass, wenn ein erster Strahl einen Spalt schneidet, die Konjugierte des ersten Strahls nicht einen Spalt schneidet und dass sich ein konjugiertes Entnahmepaar ergibt.

Außerdem wurde, obwohl es schwieriger ist, das der Darstellung zu entnehmen, die relative Position von jeder der seitlichen Platten 50, 52, 56 und 58 so auf zwei Arten abgewandelt. Zunächst wurde jede der Platten zu der rechten Seite verschoben, um die Zentralplattenverschiebung 92 aufzunehmen und um kleine Spalte 70 und 72 zu erhalten. Zweitens wurden zum Erhalten der Platten im wesentlichen an dem gleichen Abstand von der Quelle 14 die Winkel von jeder der seitlichen Platten geringfügig so geändert, dass die Reihe 18 einen Bogen an der Quelle 14 ausbildet.

Während jede der Platten 50-58 so dargestellt ist, dass sie eine identische Breite B haben, wird erkannt, dass in einigen Ausführungsbeispielen die Platten verschiedene Breiten haben können. Da beispielsweise die Reihe 18 im wesentlichen zu der rechten Seite mit einem Abstand 92 verschoben ist, wäre die Gesamtabmessung der Reihe 18 zu der rechten Seite von der zentralen Reihe 100 größer als die Gesamtabmessung der Reihe 18 zu der linken Seite von der Zentralreihe 100. Um die Symmetrie zwischen Gesamtabmessungen an beiden Seiten der Reihe 100 trotz der Verschiebung aufrechtzuerhalten, kann eine oder mehrere der Platten (zum Beispiel 50 oder 52) zu der linken Seite von der Reihe 100 eine größere Breitenabmessung B als eine oder mehr von den Platten (zum Beispiel 56 oder 58) zu der rechten Seite von der Reihe 100 haben.

Außerdem können die Plattenbreiten B auch so ausgewählt werden, so dass sichergestellt ist, dass zumindest eines von jedem konjugierten Strahlenpaar nicht innerhalb eines Spalts liegt, sondern eher eine Plattenauftrefffläche 64 schneidet. Somit wurde erkannt, dass sogar die Zentralplattenverschiebung und die entsprechende Nachpositionierung von seitlichen Platten, wie vorstehend beschrieben ist, eine Plattenkonfiguration nicht ergeben kann, die zumindest ein gesammeltes Signal für jedes konjugiertes Strahlenpaar erzeugt und dass das Positionieren jedes Spalts in Verbindung mit dem Positionieren jedes anderen Spalts betrachtet werden muss, um das gewünschte Ergebnis sicherzustellen (insbesondere zumindest eine gesammelte Entnahme für jedes konjugierte Paar). Wenn daher die Breiten der Platten 50-58 so bemessen sind, dass beide Reihen von jedem konjugierten Paar Spalten schneiden, können ein oder mehrere Plattenbreiten B während der Reihenauslegungsstufe abgewandelt werden, um dieses Problem zu vermeiden.

Zusammenfassend verlangt die Auslegungsmethodik nach dem Auswählen von Plattengrößen und Konfigurieren der Platten derart, dass die Spaltanordnungstrajektorien einander überlappen, so dass die aufgenommenen Daten konjugierte Entnahmepaare und unvollständige Paare aufweisen (insbesondere zumindest ein gesammeltes Signal aufweisen), und so dass es keine konjugierten Paare gibt, für die keine Signale gesammelt sind.

Unter Bezugnahme auf Fig. 4 ist eine strahlungsdurchlässige Abdichtungsabdeckung 180 dargestellt, die im wesentlichen alle Platten 50 bis 58 abdichtet beziehungsweise versiegelt. Abdeckungen wie die mit 180 bezeichnete sind für Siliziumdetektorplatten erforderlich. Durch Vorsehen einer einzelnen Abdichtungsabdeckung 180 für alle Platten können die Spalten zwischen den Platten minimiert werden. Alternativ kann jede Platte 50-58 getrennt versiegelt sein (siehe 182 in Fig. 9). Während diese Abdichtungsoption die Spaltenabmessung vergrößert, ergibt sich daraus ein besser wartungsfähiges System, bei dem getrennte Platten ohne Eingreifen in die gesamte Detektorreihe 18 gewartet werden können.

Ein weiterer Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren, wodurch die Signale, die unter Verwendung der erfinderischen Reihenkonfiguration gesammelt werden, verarbeitet werden, um eine Abbildung zu erzeugen, das eine hohe Qualität hat und diagnostisch nützlich ist. Schließlich weisen die Datenverarbeitungsschritte bei einem Ausführungsbeispiel Interpolation, Gewichten und dann bekannte Filter- und Rückprojektionstechniken auf.

Wenn die Spalten nicht gesammelte Signale ergeben, werden zunächst die Daten oder Signale, die den an den Spalt angrenzenden Reihen entsprechen, über den Spalt interpoliert. Dann werden die Strahlen, die an einen Spalt angrenzen, als Näherungsstrahlen bezeichnet und die Signale, die durch diese Strahlen erzeugt werden, die die Ränder der Platten schneiden, werden als Näherungssignale bezeichnet. Um die Hochfrequenzinformationsgehalte an der Projektion zu sichern, wird bei einem Ausführungsbeispiel ein Interpolationsschema einer hohen Ordnung, wie zum Beispiel die LaGrange- Interpolation, eingesetzt. Der Bereich, über dem die Interpolation durchgeführt wird, ist eine Frage der Auslegung.

Eine Interpolation ist erforderlich, da, ohne Interpolation die Gewichtungen, die den Projektionsentnahmen zugeordnet werden, die den Spalten entsprechen, Null sein müssten, was den Gewichtungsvorgang und die Qualität der abschließenden Abbildung nachteilig beeinflusst. Wenn insbesondere die Spalten einer Nullverteilung zugeordnet würden, würde sich ein Übergangsbereich an beiden Seiten jedes Spalts, der gewichtet werden müsste, beträchtlich erhöhen, was wiederum ein erhöhtes Rauschen bei der abschließenden Abbildung verursachen würde. Der Interpolationsprozess ergibt einen modifizierten Datensatz einschließlich der gesammelten Daten, die den Strahlen entsprechen, die die Platten schneiden, und der interpolierten Signale, die den Spalten entsprechen.

Nach der Interpolation werden die sich ergebenden interpolierten Signale und "konjugierte gesammelte Signale" (insbesondere, wenn ein interpoliertes Signal mit einer spezifischen Strahltrajektorie verknüpft ist, der ein erster Strahl bei einem konjugierten Paar ist, das konjugierte gesammelte Signal bei dem Signal, das dem zweiten Strahl bei dem konjugierten Paar entspricht) gewichtet, wobei dadurch Daten für die Zwecke des Filterns und des Rückprojizierens erzeugt werden. Zum Sicherstellen der fehlerfreien Rekonstruktion erfüllt die Gewichtungsfunktion bei einem Ausführungsbeispiel die folgenden zwei Bedingungen. Zunächst muss die Gewichtungsfunktion kontinuierlich bzw. stetig und undifferenzierbar innerhalb der endlichen Abmessung über den Spalt sein (insbesondere entlang dem Fächerwinkel γ). Zweitens müssen die Gewichtungen für konjugierte Entnahmen oder Signale sich auf einer Einheit summieren.

Unter Bezugnahme auf Fig. 7 sind zwei Platten 54 und 56 in einer vergrößerten Ansicht zum zweckmäßigen Verständnis der Geometrie des beispielhaften Spaltes 72 zum Zwecke der Definition eines Übergangsbereichs und einer Fensterfunktion Γ für den Gewichtungsprozess dargestellt. In Fig. 7 ist die Mitte des n ten Spaltes 72 durch einen Fächerwinkel γ_n dargestellt und der Übergangsbereich 160 dort herum erstreckt sich in beide Richtungen über die Ränder des Spaltes 72 und teilweise in angrenzende Detektorplatten 54 und 56. Der Übergangsbereich 160 ist der Bereich zwischen -γ_a und γ_a. Ein untergeordneter Bereich 170 innerhalb des Übergangsbereiches 160 definiert den Raum zwischen angrenzenden Platten 54 und 56, und liegt zwischen -γ_b und γ_b. γ_a und γ_b definieren Gewichtungsbereiche für jeden Spalt. Mit dem Übergangsbereich bzw. dem nebengeordneten Bereich 160, 170, die so definiert sind, kann eine zweckmäßige Fensterfunktion Γ wie folgt definiert werden:

Mit dem so definierten Fenster kann bei einem Ausführungsbeispiel die Gewichtungsfunktion durch die folgende Gleichung beschrieben werden:

Dabei ist N die Anzahl der Spalte, die in der Detektorreihe vorhanden ist, γ_n ist die Mitte des Spaltes, ξ ist ein Parameter, der den Beitrag der interpolierten Projektionsentnahmen zu der abschließenden Abbildung steuert, z ist der Ort der Erfassung entlang der Achse 24 und β ist der Winkel, der durch das Zentralfächerstrahlenbündel 100 definiert ist.

Unter erneuter Bezugnahme auf Fig. 7 ist erkennbar, dass, während das allgemeine Konzept hinter dem Anordnen der Platten (zum Beispiel 54, 56) darin liegt, sicherzustellen, dass zumindest einer von dem konjugierten Strahlenpaar einen Detektor schneidet, wie er gegenüberliegt, um durch einen Spalt hindurch zu treten, da der Übergangsbereich breiter als die Breite eines Spaltes ist, bei zumindest einem Ausführungsbeispiel der Erfindung die Platten plaziert und angeordnet sind, so dass zumindest einer von jedem konjugierten Strahlenpaar einen Nicht- Übergangsbereichdetektorabschnitt schneidet. Somit liegt beispielsweise in Fig. 7 das rechte Ende der Platte 54 innerhalb des Übergangsbereichs entsprechend dem Spalt 72. In ähnlicher Weise liegt das linke Ende der Platte 54 innerhalb des Übergangsbereichs entsprechend dem Spalt 70. Der Raum 140 zwischen dem Plattenenden, der nicht in irgendeinem Übergangsbereich liegt, umfasst den Nicht- Übergangsbereichsdetektor- oder- Plattenabschnitt. In ähnlicher Weise liegen Enden von jeder der anderen Platten innerhalb der Übergangsbereiche entsprechend angrenzenden Spalten, und die Plattenabschnitte dazwischen sind Nicht-Übergangsabschnitte. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel sollten die Platten so angeordnet sein, dass, wenn einer von dem Paar von konjugierten Strahlen in Richtung von einem der Spalten gerichtet ist, der andere Strahl des Paares einen Nicht- Übergangsbereichsplattenabschnitt schneidet (beispielsweise 140).

Experimentelle Ergebnisse haben gezeigt, dass durch Einsetzten der Platten, die gemäß der vorstehend genannten Lehre angeordnet sind, bedeutende Verbesserungen hinsichtlich der Fehlerverringerungen beobachtet werden. Wenn realistische Spaltenabmessungen (beispielsweise 1 mm) simuliert werden, wurde im wesentlichen kein Fehler beobachtet. Die sich ergebende Abbildung, wenn 9 mm Spalten simuliert wurden, ist im wesentlichen in Fig. 5 gezeigt.

Unter Bezugnahme auf Fig. 8 wird ein beispielhaftes Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt. Anfangend bei dem Verfahrensblock 120 wird eine Detektorreihe vorgesehen, die seitlich gestapelte angrenzende Röntgenstrahlenplatten aufweist, wobei die Platten angeordnet und bemessen sind, so dass Spalten zwischen jeden zwei angrenzenden Platten so positioniert sind, dass zumindest ein Strahl von jedem konjugierten Strahlenpaar, das während der Datenaufnahme erfasst wird, einen Abschnitt einer Detektorplatte schneidet, die außerhalb eines Übergangsbereiches liegt. Als nächstes wird unter Bezugnahme auf Fig. 1 mit einem Bereich des Interesses (insbesondere des Bereiches eines Patienten, der erfasst werden soll), der innerhalb des Gestells 12 und zwischen der Quelle 14 und dem Detektor 18 positioniert ist, die Quelle 14 eingeschaltet, so dass der Detektor 18 beginnt, Daten zu sammeln, und die Quelle 14 und der Detektor 18 an dem Gestell 12 gedreht werden, um Daten für 2π-Drehungen (insbesondere 360 Grad) an dem Bereich des Interesses zu sammeln.

Nachdem die Daten für 2 π-Drehungen gesammelt wurden, interpoliert unter Bezugnahme auf Fig. 2 ein Prozessor innerhalb des Computers 36 über jeden der Spalte (zum Beispiel 70). Des weiteren wendet bei Block 126 der Prozessor 27 die Gewichtungsfunktion an, die durch die vorstehenden Gleichungen 1 und 2 beschrieben ist, um geschätzte Signale für jeden der auf den Spalt gerichteten Strahlen zu erzeugen. Bei Block 128 filtert und rückprojiziert der Prozessor die gewichteten Daten, um eine Abbildung zu erzeugen, die über eine Anzeige 42 betrachtet werden kann.

Es ist verständlich das die Verfahren und Vorrichtungen, die vorstehend beschrieben sind, nur beispielhaft sind und den Anwendungsbereich nicht beschränken, und das verschiedenartige Abwandlungen durch den Fachmann durchgeführt werden können, die unter den Anwendungsbereich der Erfindung fallen. Während beispielsweise das vorstehend beschriebene Ausführungsbeispiel die Datenverarbeitung einschließlich der Interpolation und der Gewichtung leert, wurde herausgefunden, dass dort, wo Spalte zwischen Platten extrem klein sind, die Interpolation allein Abbildungen diagnostischer Qualität erzeugen kann, ohne das der Gewichtungsprozess erforderlich ist. Ebenso sind in dieser Hinsicht, wenn die Spalten klein sind, so dass nur die Interpolation und keine Gewichtung erforderlich ist, die Daten nur über π + 2γ (Grad) zu sammeln, da die konjugierten Strahlen nicht für die Gewichtungszwecke erforderlich sind. Wenn beispielsweise die Spalten 1 mm sind, sind die Abbildungen, die sich ergeben, von relativ hoher Qualität auch ohne das Gewichten der interpolierten Daten.

Während das im Vorstehenden nicht dargestellt ist, ist es außerdem nach dem Stand der Technik bekannt, dass Röntgenstrahlendetektoren wie die Platte 54 auf eine bestimmte Weise abgedichtet werden müssen. Die Erfindung zeigt Konfigurationen, bei der jede Platte bei einer Reihe 18 getrennt abgedichtet ist, oder andere Konfigurationen, bei der alle Platten innerhalb eines einzelnen Abdichtungselements abgedichtet sind.

Während darüber hinaus die Reihe 18 dargestellt ist, so dass sie flach bzw. eben ist, können manche Systeme flache Reihen aufweisen. Das erfinderische Konzept kann klar auf Konfigurationen mit flachen bzw. ebenen Reihen angewendet werden.

Während außerdem eine Teilung eines Übergangsbereichs und eines nebengeordneten Bereichs in Fig. 7 dargestellt ist, sind andere Teilungen möglich, bei denen der nebengeordnete Bereich größer oder kleiner sein kann, oder der Übergangsbereich größer oder kleiner sein kann.

Des weiteren könnte jede Interpolationsfunktion oder Gewichtungsfunktion mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden.

Um der Öffentlichkeit den Anwendungsbereich dieser Erfindung zu zeigen, wurden die beigefügten Ansprüche formuliert.

Somit ist ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Konfigurieren eines großen CT-Detektors 18 offenbart, wobei eine Vielzahl von kleineren Detektorplatten 50-58 der Röntgenbauart verwendet werden, wobei die Platten bemessen und nebeneinander angeordnet sind, um sich über einen Fächerstrahl 16 zu erstrecken, und so dass konjugierte Strahlenbündel, die während der Aufnahme erzeugt werden, immer zumindest ein Strahlenbündel aufweisen, das eine Detektorplatte schneidet, und es wird ein gesammeltes Signal auch dann erzeugt, wenn das andere Strahlenbündel an dem konjugierten Paar auch einem Spalt 72 zwischen Platten gerichtet ist, wobei das Verfahren des weiteren Interpolierens 124 über jeden Spalt 72, nachdem die Daten aufgenommen sind, und dann Zusammensetzen (126, 128) der interpolierten Daten über die Spalten 72 mit den gesammelten Signalen zum Erzeugen von Rückprojektionsdaten für jedes zu dem Spalt gerichteten Strahlenbündel.

Claims

1. CT-Detektorvorrichtung zur Verwendung mit einer Strahlungsquelle (14), die einen Strahlungsfächerstrahl (16) mit einer Breite und einer Dicke erzeugt, wobei die Vorrichtung zum Sammeln von Strahlenbündelintensitätssignalen vorgesehen ist und folgendes aufweist: zumindest eine erste und zweite digitale Detektorplatte (50, 52), wobei jede Detektorplatte eine Plattenbreite (B) und eine Plattenlänge (L) hat, wobei die Platten nebeneinander angeordnet sind, um eine Plattenreihe (18) auszubilden, wobei sich jede Plattenlänge im wesentlichen über die Dicke des gesamten Erfassungsbereichs erstreckt und wobei die zusammengesetzten Plattenbreiten sich im wesentlichen über die gesamte Erfassungsbereichsbreite erstrecken.

2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Fächerstrahl (16) ein zentrales Strahlenbündel (100) und eine Vielzahl von seitlichen Strahlenbündeln, die Fächerwinkel (γ) an beiden Seiten des zentralen Strahlenbündels (100) definieren, aufweist, wobei das zentrale Strahlenbündel (100) einen Fächerstrahlprojektionswinkel β definiert und wobei während einer Aufnahme die Quelle und die Reihe (18) an einem Abbildungsbereich (22) gedreht werden, um Signale von einer Vielzahl von Projektionswinkeln zu sammeln, wobei jeder Projektionswinkel und jeder Fächerwinkel eine Strahlenbündeltrajektorie durch den Abbildungsbereich (22) definiert, wobei während der Aufnahme ein konjugiertes Paar einschließlich erster und zweiter entgegengesetzt gerichteter Strahlenbündel entlang jeder Trajektorie gerichtet wird, wobei die ersten und zweiten Platten (50, 52) einen Spalt (74) dazwischen ausbilden, wobei ein Übergangsabschnitt (170) zumindest den Bereich des Spaltes aufweist, zumindest einige Strahlenbündel in Richtung des Übergangsabschnitts (170) gerichtet sind, wobei die Platten (50, 52) so angeordnet sind, dass für jedes konjugierte Paar der zweite Strahl, wenn der erste Strahl in Richtung des Übergangsabschnitts (170) gerichtet ist, einen nicht zum Übergangsabschnitt gehörenden Flankenabschnitt (140) schneidet und die sich ergebenden Signale für die Trajektorie ein unvollständiges konjugiertes Signalpaar ergeben.

3. Vorrichtung gemäß Anspruch 2, gekennzeichnet durch zusätzliche Platten (54, 56, 58), die angrenzend an die ersten und zweiten Platten (50, 52) angeordnet sind, wobei jeweils zwei angrenzende Platten (52, 54) einen Spalt (70) dazwischen ausbilden, so dass ein getrennter Übergangsabschnitt (170), der jedem Spalt (70) entspricht, den Spalt (70) aufweist, wobei während der Aufnahme zumindest einige der Strahlenbündel zu jedem Übergangsabschnitt gerichtet sind, wobei die Platten so angeordnet sind, dass für jedes konjugierte Paar der zweite Strahl, wenn der erste Strahl zu einem Übergangsabschnitt (170) gerichtet ist, einen nicht zu dem Übergangsabschnitt gehörenden Plattenabschnitt (140) schneidet und die sich ergebenden Signale für die Trajektorie ein unvollständiges konjugiertes Signalpaar aufweisen.

4. Vorrichtung gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass eine der Platten (54) eine Zentralplatte ist und das zentrale Strahlenbündel (100) die Zentralplatte (54) schneidet, wobei die Zentralplatte (54) einen Mittelpunkt (90) aufweist, der die Plattenbreite (W) schneidet, und wobei das zentrale Strahlenbündel (100) von dem Mittelpunkt versetzt (92) ist.

5. Vorrichtung gemäß Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Platten (50-58) angeordnet sind, um einen Bogen an der Quelle (14) auszubilden.

6. Vorrichtung gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass Strahlenbündel, die einem Spalt (72) nahe gelegen sind, Näherungsstrahlenbündel sind, die Näherungssignale erzeugen, und wobei die Vorrichtung des weiteren einen Prozessor (37) aufweist, der die Näherungssignale über den Spalt (72) interpoliert (124), um einen modifizierten Datensatz einschließlich der interpolierten Signale und der gesammelten Signale zu erzeugen.

7. Vorrichtung gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Signal, das dem zweiten Strahlenbündel entspricht, ein gesammeltes Signal ist, und wobei die Vorrichtung des weiteren einen Prozessor (37) aufweist, der für jedes unvollständige Paar ein geschätztes Signal für den ersten Strahl erzeugt (126), das eine Funktion von zumindest dem gesammelten Signal und dem interpolierten Signal entsprechend dem ersten Strahl ist.

8. Vorrichtung gemäß Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Prozessor (37) nach dem Interpolieren (124) die interpolierten Signale und die gesammelten Signale zum Erzeugen der geschätzten Signale gewichtet (126).

9. Vorrichtung gemäß Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Prozessor (37) den modifizierten Datensatz und die gesammelten Signale durch Lösen der folgenden Gleichung gewichtet (126):
wobei N die Anzahl der Spalten ist, die an der Detektorreihe vorhanden sind, γ_n die Mitte eines Spaltes ist, ξ ein Parameter ist, der den Beitragsbetrag der interpolierten Signale zu dem abschließenden Bild steuert, z der Ort bzw. die Lage einer Erfassung entlang einer Systemquerachse ist, β der Winkel, der durch den Zentralfächerstrahl definiert ist, und Γ eine Fensterfunktion ist, die durch die folgende Gleichung definiert ist:
wobei γ_a und γ_b Gewichtungsbereiche für jeden Spalt (72) definieren.

10. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass jede Platte (50) eine amorphe Siliziumplatte (60) aufweist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine strahlungsdurchlässige Abdichtungsabdeckung (180) vorgesehen ist, die die gesamte Reihe (18) einschließt.

12. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass eine getrennte strahlungsdurchlässige Abdichtungsabdeckung (180, 182) für jede der Detektorplatten (50-58) vorgesehen ist.

13. Verfahren (Fig. 8) zur Verwendung mit einem System einschließlich einer Strahlungsquelle (16) und einer Detektorreihe (18), wobei die Reihe (50, 52) zumindest erste und zweite digitale Detektorplatten (50, 52) aufweist, wobei jede Detektorplatte (50, 52) eine Plattenbreite (W) und eine Plattenlänge (L) hat, wobei die Platten nebeneinander angeordnet sind, um eine Plattenreihe (18) mit Spalten (70, 72) zwischen jeweils zwei angrenzenden Platten auszubilden, wobei die Quelle (14) einen Strahlungs-Fächerstrahl (16) erzeugt, der eine Breite und eine Dicke hat, wobei sich jede Plattenlänge im wesentlichen über die gesamte Erfassungsbereichsbreite erstreckt und die zusammengesetzten Plattenbreiten sich im wesentlichen über die gesamte Erfassungsbereichsbreite erstrecken, wobei der Strahl (16) ein zentrales Strahlenbündel (100) und eine Vielzahl von seitlichen Strahlenbündeln, die Fächerwinkel (γ) an beiden Seiten des zentralen Strahlenbündels definieren, aufweist, wobei das zentrale Strahlenbündel (100) einen Fächerstrahl- Projektionswinkel (β) definiert, und wobei während einer Datenaufnahme jede Quelle (14) und jede Reihe (18) an einem Abbildungsbereich (22) gedreht werden, um Strahlenbündel- Intensitätssignale von einer Vielzahl von Projektionswinkeln zu sammeln, wobei jeder Projektionswinkel (β) und jeder Fächerwinkel (γ) eine Strahlenbündel-Trajektorie durch den Abbildungsbereich (22) definiert, wobei während der Datenaufnahme konjugierte Strahlenbündelpaare einschließlich erster und zweiter entgegengesetzt gerichteter Strahlenbündel entlang jeder Strahlenbündel-Trajektorie gerichtet sind, wobei jeweils zwei angrenzende Platten (54, 56) einen Spalt (72) dazwischen ausbilden, so dass während der Datenaufnahme keine Daten für Strahlenbündel-Trajektorien zwischen der Quelle und jedem der Spalte (72) gesammelt werden, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist.
Anordnen (120) der Platten (54, 56), so dass für jede Strahlenbündel-Trajektorie das zweite Strahlenbündel, wenn das erste Strahlenbündel in Richtung eines Spaltes (72) gerichtet ist, eine Platte (54, 56) schneidet und die sich ergebenden Signale für die Trajektorie ein unvollständiges konjugiertes Signalpaar einschließlich eines gesammelten Signals aufweisen; und
Verwenden (124, 126) des gesammelten Signals nach der Datenaufnahme für jedes unvollständige Paar zum Erzeugen eines geschätzten Signals für das zweite Strahlenbündel.

14. Verfahren gemäß Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass für jedes unvollständige Paar jedes erste Strahlenbündel, das einem nicht gesammelten Signal entspricht, und Strahlenbündel, die in der Nähe des Spaltes (72) sind, Näherungsstrahlenbündel sind und Näherungssignale erzeugen, und wobei das Verfahren den Schritt des Interpolierens (122) der Näherungssignale über den Spalt (72) zum Erzeugen eines modifizierten Datensatzes einschließlich der interpolierten Signale für jedes in Richtung des Spaltes (72) gerichteten Strahlenbündels und der gesammelten Signale aufweist.

15. Verfahren gemäß Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt des Verwendens den Schritt des Gewichtens (124) der interpolierten Signale und der gesammelten Signale aufweist, um die geschätzten Signale zu erzeugen.

16. Verfahren gemäß Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt des Gewichtens (124) das Gewichten durch Lösen (124) der folgenden Gleichung aufweist:
wobei N die Anzahl der Spalten ist, die an der Detektorreihe vorhanden ist, γn die Mitte eines Spaltes ist, ξ ein Parameter ist, der den Beitragsbetrag der interpolierten Signale zu der abschließenden Abbildung steuert, z der Ort bzw. die Lage der Erfassung entlang einer Systemquerachse ist, β der Winkel ist, der durch den Zentralfächerstrahl definiert ist, und Γ eine Fensterfunktion ist, die durch die folgende Gleichung definiert ist:
= Γ(γ) = 3θ²(γ)-2θ³(γ)
wobei:
wobei γ_a und γ_b Gewichtungsbereiche für jeden Spalt (72) definieren.

17. CT-System (10) mit:
einer Stützeinrichtung (12);
einer Strahlungsquelle (14), die an der Stützeinrichtung (10) für eine Drehung an einer Drehachse (24) und einem Abbildungsbereich (22) montiert ist, wobei die Quelle (14) einen Strahlungsfächerstrahl (16) mit einer Breite und einer Dicke erzeugt, wobei der Fächerstrahl (16) ein zentrales Strahlenbündel (100) und eine Vielzahl von seitlichen Strahlenbündeln, die Fächerwinkel (γ) an beiden Seiten des zentralen Strahlenbündels (100) definiert, aufweist, wobei das zentrale Strahlenbündel einen Fächerstrahl-Projektionswinkel (β) definiert;
zumindest ersten und zweiten Detektorplatten (54, 56), wobei jede Detektorplatte eine Plattenbreite (W) und eine Plattenlänge (L) hat, wobei die Platten nebeneinander angeordnet sind, um eine Plattenreihe (18) auszubilden, wobei die Reihe (18) an der Stützeinrichtung (12) gegenüber von der Quelle (14) für eine Drehung an der Achse (24) montiert ist, wobei sich jede Plattenlänge im wesentlichen über die gesamte Erfassungsbereichsdicke erstreckt und sich die zusammengesetzten Plattenbreiten im wesentlichen über die gesamte Erfassungsbereichsbreite erstrecken, wobei jede Quelle (14) und jede Reihe (18) während einer Aufnahme an dem Abbildungsbereich (22) gedreht werden, um Signale von einer Vielzahl von Projektionswinkeln (β) zu sammeln, wobei jeder Projektionswinkel (β) und jeder Fächerwinkel (γ) eine Strahlenbündel-Trajektorie durch den Abbildungsbereich (22) definiert, wobei während der Datenaufnahme konjugierte Strahlenbündel-Paare einschließlich entgegengesetzt gerichteter erster und zweiter Strahlenbündel entlang jeder Strahlenbündel-Trajektorie gerichtet sind, wobei angrenzende Platten einen Spalt (72) dazwischen ausbilden, so dass während der Aufnahme kein Signal für Strahlenbündel- Trajektorien zwischen der Quelle und jedem von den Spalten (72) gesammelt wird, wobei die Platten (54, 56) so angeordnet sind, dass für jede Strahlenbündel-Trajektorie das zweite Strahlenbündel, wenn das erste Strahlenbündel einen Spalt (72) schneidet, eine Platte (54, 56) schneidet und die sich ergebenden Signale für die Trajektorie ein unvollständiges konjugiertes Signalpaar aufweisen, wobei für jedes unvollständige Paar das Signal, das dem Strahlenbündel entspricht, das eine Platte schneidet, ein gesammeltes Signal ist; und
einem Prozessor (37), der die Signale aufnimmt und der für jedes unvollständige Paar ein geschätztes Signal für das zweite Strahlenbündel als eine Funktion von zumindest den gesammelten Signalen erzeugt (124, 126).

18. Vorrichtung gemäß Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass für jedes unvollständige Paar das erste Strahlenbündel einem nicht gesammelten Signal entspricht und Strahlenbündel in der Nähe des Spalts Näherungsstrahlenbündel sind, die Näherungssignale erzeugen, und wobei der Prozessor (37) durch Interpolieren (124) die Näherungssignale über den Spalt (72) erzeugt, um einen modifizierten Datensatz zu erzeugen, und dann Gewichten (126) des modifizierten Datensatzes zum Erzeugen des geschätzten Signals.

19. Vorrichtung gemäß Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Prozessor den modifizierten Datensatz gemäß der folgenden Gleichung gewichtet (126):
wobei N die Anzahl der Spalten ist, die an der Detektorreihe vorhanden ist, γ_n die Mitte eines Spaltes ist, ξ ein Parameter ist, der den Beitragsbetrag der interpolierten Signale zu der abschließenden Abbildung steuert, z der Ort bzw. die Lage einer Erfassung entlang einer Systemquerachse ist, β der Winkel, der durch den Zentralfächerstrahl definiert ist, und Γ eine Fensterfunktion ist, die durch die folgende Gleichung definiert ist:
wobei γ_a und γ_b Gewichtungsbereiche für jeden Spalt (72) definieren.