СКАНИРОВАНИЕ В СКВОЗНОМ РЕЖИМЕ Российский патент 2012 года по МПК A61B6/03 A61B6/00 

Настоящая заявка в целом относится к системам визуализации. В частности, она относится к компьютерной томографии (КТ) и, более конкретно, к системе сбора данных.

Традиционные КТ системы конического излучения включают в себя мультисрезовые детекторы, которые дают возможность таким системам сканировать большие интересующие области/объемы в более короткие периоды времени относительно их односрезовых систем-предшественников. Такое сканирование может быть выгодно использовано для быстрого сканирования органов целиком или их крупных частей и улучшения разрешения по времени.

В качестве примера, при КТ сердца часто желательно сканировать сердце в течение фазы покоя сердечного цикла. При использовании предполагаемой синхронизации, электрическая активность сердца одновременно отслеживается при процедуре сканирования. Воспринимая известный ориентир в рамках электрической активности, такой как зубец R кардиограммы, рентгеновский источник включается на период сбора данных, в течение которого сердце сканируется в желаемой сердечной фазе.

Однако традиционные аксиальные КТ сканеры конического излучения, следующие по круговой орбите, ограничиваются в том, что они не получают полностью набор образцов для реконструкции (или не выполняют в достаточной мере выборку сегментов сканируемой интересующей области/объема). В общем, по меньшей мере, 180 градусов плюс угол веерного пучка (или около 240 градусов) данных требуется для 180-градусной реконструкции. Как результат неполной выборки образцов, реконструированные данные будут содержать искажения конического излучения.

Далее будут обсуждаться два подхода для получения полных данных в компьютерной томографии конического излучения. Первый подход заключается в продвижении пациента сквозь исследуемую область посредством опоры для пациента или ложа, пока рентгеновский источник вращается вокруг исследуемой области. Однако увеличение скоростей вращения гантри и числа рядов детекторов требует относительно больших скоростей ложа, что усложняет механическое осуществление движения ложа и может оказаться плохо переносимым некоторыми пациентами.

Другой подход заключается в колебании фокусного пятна по седловой траектории. При данном подходе фокусное пятно циклично и продолжительно колеблется вдоль оси z с частотой двух (2) циклов на один оборот гантри (триста шестьдесят (360) градусов). К сожалению, это приводит к относительно большой траектории источника, что может потребовать детектор большего размера. В дополнение, седловая траектория требует относительно быстрого ускорения и замедления фокусного пятна.

Аспекты настоящей заявки рассматривают вышеупомянутые и другие объекты.

Согласно одному аспекту система компьютерной томографии включает в себя рентгеновский источник, который вращается вокруг исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси. Рентгеновский источник остается в первом положении на продольной оси при вращении вокруг исследуемой области, ускоряется до скорости сканирования и выполняет сквозное сканирование интересующей области, при котором достигается, по меньшей мере, сто восемьдесят градусов плюс угол веерного пучка данных. По меньшей мере, один детектор обнаруживает рентгеновские лучи, испускаемые рентгеновским источником, которые проходят исследуемую область, и генерирует указывающие на него сигналы. Устройство реконструкции реконструирует сигналы, чтобы сформировать волюметрические данные изображения.

Согласно другому аспекту система компьютерной томографии включает в себя рентгеновский источник, который вращается вокруг исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси. Движение рентгеновского источника и эмиссия рентгеновских лучей, таким образом, координируются с характером движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области, и управляется им. По меньшей мере, один детектор, размещенный напротив рентгеновского источника на другой стороне исследуемой области, воспринимает рентгеновские лучи, испускаемые рентгеновским источником, которые пересекают исследуемую область.

Согласно другому аспекту способ компьютерной томографии включает в себя поддержание рентгеновского источника в неподвижном продольном положении на оси z при его вращения вокруг исследуемой области. Рентгеновский источник перемещается в направлении вдоль оси z в течение периода желательного характера движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области, при приеме сигнала запуска, характерного для желательного характера движения, и активируется, чтобы облучать человеческое тело, расположенное в пределах исследуемой области, при перемещении в течение желательного периода характера движения человеческого тела.

Согласно другому аспекту система компьютерной томографии осуществляет сквозное сканирование, управляемое периодическим движением сканируемого органа.

Данное изобретение может формироваться из разнообразных компонентов и сочетаний компонентов и из разнообразных этапов и сочетаний этапов. Цель чертежей - только проиллюстрировать предпочтительные варианты осуществления, и они не ограничивают изобретение.

Фиг.1 иллюстрирует примерную систему визуализации.

Фиг.2 иллюстрирует примерное движение рентгеновского источника.

Фиг.3 графически иллюстрирует примерное движение рентгеновского источника/трубки в зависимости от времени.

Фиг.4 иллюстрирует временные диаграммы примерного сквозного сканирования.

Фиг.5 графически иллюстрирует примерное движение рентгеновского источника/трубки для многократного сквозного сканирования.

Фиг.6 иллюстрирует примерную методику генерации данных из реконструированных данных.

Фиг.7 иллюстрирует примерный способ сканирования с помощью системы с Фиг.1.

Со ссылкой на Фиг.1, система 100 КТ визуализации включает в себя часть 104 вращающегося гантри, который вращается вокруг исследуемой области 108. Часть 104 вращающегося гантри поддерживает рентгеновский источник 112, который испускает рентгеновский пучок, коллимированный, чтобы иметь общеконическую геометрию. В иллюстрируемом варианте осуществления рентгеновский источник 112 создается из рентгеновской трубки 116. Приводной механизм 118 двигает рентгеновскую трубку 116 и, таким образом, рентгеновский источник 112, продольно вдоль z-оси 120. В одном варианте осуществления движение рентгеновской трубки 116 и эмиссия излучения от рентгеновского источника 112 координируются с движением объекта, такого как человеческое тело, расположенного в пределах исследуемой области 108, или течением контрастного вещества (агента) или тому подобного через объект или человеческое тело, расположенное в пределах исследуемой области 108. Как описывается ниже, такое координирование может быть использовано для сквозного сканирования, например, в котором объект сканируется при желательном характере движения или отслеживается течение вещества через объект.

Часть 104 вращающегося гантри также поддерживает рентгеночувствительная детекторная сетка 124, который расположен около части 104 вращающегося гантри, чтобы стягивать ангулярную дугу противоположно рентгеновскому источнику 112. Детекторная сетка 124 включает в себя мультисрезовый детектор, имеющий некоторое количество детекторных элементов, распределенных в аксиальном и поперечном направлениях. Каждый детекторный элемент обнаруживает излучение, испускаемое рентгеновским источником 112, которое пересекает исследуемую область 108 и формирует соответствующие выходные сигналы или отображение данных, являющиеся показателем распознаваемого излучения. Согласно изображению детекторная сетка 124 устроена в конструкции третьего поколения. Однако другие конструкции, такие как четвертого поколения, также здесь рассматриваются.

Система 100 КТ визуализации далее включает ложе или опору 128 для пациента, которая поддерживает человека или объект в пределах исследуемой области 108. Опора 128 является подвижной, что позволяет оператору или системе располагать должным образом субъект в пределах исследуемой области 108 для сканирования. После расположения должным образом внутри исследуемой области 108, опора 128 для пациента в основном остается неподвижной при сканировании. Однако опора 128 для пациента перемещается при сканировании, когда проводится настройка, или пробное сканирование, или что-то еще, если желательно.

Отображенные данные, сформированные детекторной сеткой 124, передаются в реконструирующее устройство 132, которое реконструирует проекции и генерирует из них волюметрические данные изображения. Данные изображения обрабатываются с целью сформировать одно или более изображений интересующей сканируемой области или ее подмножества.

Пульт 136 оператора 136 способствует взаимодействию пользователя со сканнером 100. Приложения программного обеспечения, выполняемые пультом 136 оператора, позволяют пользователю настраивать сканнер 100 и/или контролировать его работу. Например, пользователь может взаимодействовать с пультом 136 оператора для выбора протоколов сканирования и инициации, остановки и завершения сканирования. Пульт 136 также позволяет пользователю просматривать изображения, манипулировать данными, измерять различные характеристики данных (напр., КТ индекс, шум и т.п.) и т.д.

Иллюстрируемый вариант осуществления конфигурируется для приложений сканирования, включающих в себя периодическое движение человеческого тела и контрастных веществ. Дополнительный физиологический монитор 140 отслеживает сердечную, дыхательную и другую деятельность объекта. В данном примере монитор 140 включает в себя электрокардиограф (ЭКГ) или другое устройство 144, отслеживающее электрическую активность сердца. Данная информация используется для инициирования одного или нескольких циклов сквозного сканирования или синхронизации сквозного сканирования с электрической деятельностью сердца. Дополнительный инжектор 148 или подобное устройство используется для введения агентов, таких как контрастное вещество, внутрь субъекта. Подобным образом введение агента используется для инициирования одного или нескольких циклов сквозного сканирования.

Фиг.2 иллюстрирует примерное движение рентгеновского источника 112 вдоль z-оси 120 при сквозном сканировании и соответствующей геометрии рентгеновского пучка. В данном примере рентгеновский источник 112 показан движущимся от первой позиции 204 через вторую позицию 208 к третьей позиции 210. При перемещении между первой и третьей позициями 204 и 210, рентгеновский источник 112 вращается вокруг исследуемой области 108 и испускает рентгеновские лучи. Рентгеновский источник 112 может также двигаться от третьей позиции 210 через вторую позицию 208 к первой позиции 204, например при выполнении первичного или последующего (дополнительного) цикла сканирования. Физическое движение рентгеновской трубки 116 и рентгеновского источника 112 распространяется за область, определенную первой и третьей позициями 204 и 210 для того, чтобы была возможность увеличения скорости хода или линейного ускорения рентгеновской трубки 116 до подходящей скорости, прежде чем сканировать, или снижения скорости рентгеновской трубки 116 после сканирования.

При сквозном сканировании, рентгеновская трубка 116 сохраняет положение вне позиции 204 (или 210) вдоль z-оси при вращении. Рентгеновская трубка 116 затем линейно ускоряется до подходящей скорости сканирования и движется по направлению к позиции 210 (или 204). По достижении первичной позиции сканирования 204 (или 210), рентгеновские лучи испускаются в течение периода выборки образцов, во время которого выполняется полная выборка образцов для 180-градусной реконструкции для каждого элемента трехмерного изображения (воксела) по всему объему. Необходимо принимать во внимание то, что при сквозном сканировании, рентгеновская трубка 116 может двигаться при постоянной или переменной скорости. По достижении позиции 210 (или 204), рентгеновские лучи отключаются, и рентгеновская трубка 116 замедляется до другого положения вне позиции 210 (или 204).

Геометрия конического пучка определяется коллиматорами 212. Коллиматоры 212 двигаются с фиксированной коллимацией, согласованно с движением рентгеновского источника 112. Дополнительные стационарные коллиматоры 224 и 228 расположены в первой и второй областях 232 и 236 соответственно, вдоль z-оси 120. Стационарные коллиматоры 224 и 228 фильтруют или блокируют порции рентгеновского пучка, когда рентгеновский источник 112 достигает первой или третьей позиции 204 или 210. Стационарные коллиматоры 224 и 228 настроены для коллимирования рентгеновского пучка 216 таким образом, что рентгеновский пучок 216 облучает зоны 240, 244, 248 и 252 интересующей области 220, когда рентгеновский источник 112 движется между первой и третьей позициями 204 и 210 при вращении. Данная конфигурация обеспечивает полную выборку образцов. Воздействие на пациента излучения рентгеновских лучей, проходящих по траектории вне интересующей области 220, снижается посредством блокирования порций рентгеновского пучка 216 коллиматорами 224 и 228, так что внешние проекции 256 и 260 рентгеновского пучка 216, освещающие детекторную сетку 124, соответственно пересекают углы 264 и 268 интересующей области 220.

Фиг.3 графически иллюстрирует примерное движение рентгеновской трубки 116 вдоль z-оси 120 в зависимости от времени. Ось 304 изображает движение вдоль z-оси 120. В данном примере, позиция 308 на траектории 312 представляет первичную позицию рентгеновской трубки 116 на z-оси в зависимости от времени. Данная позиция может быть на любой стороне z-оси 120. Первая часть 316 траектории 312 изображает область, в которой рентгеновская трубка 116 ускоряется до подходящей скорости. Типично, рентгеновские лучи не испускаются, когда рентгеновская трубка 116 проходит через часть 316. Вторая часть 320 траектории 312 изображает область, в которой рентгеновская трубка 116 замедляется до положения 324 на траектории 312. Подобным образом рентгеновские лучи типично не генерируются, когда рентгеновская трубка проходит через часть 320. Третья часть 328 траектории 312 представляет собой область, в которой выполняется сквозное сканирование. Эта область может быть линейной или нелинейной. В части 328 производится полная выборка образцов для интересующей области 220 (показано на Фиг.2).

Фиг.4 иллюстрирует временную диаграмму 504 для движения рентгеновской трубки и временную диаграмму 508 для эмиссии излучения, обе скоординированы с ЭКГ-сигналом 512. Как изображено, R-пик 516 в рамках ЭКГ-сигнала 512 обеспечивает момент запуска 520 (показанный на временной диаграмме 524 момента запуска), что способствует движению рентгеновской трубки в течение окна 528 движения рентгеновской трубки после первой задержки 532 и эмиссии рентгеновских лучей в течение окна 536 сканирования после второй задержки 540. Необходимо принимать во внимание, что другие волны в пределах ЭКГ-сигнала 512 могут быть альтернативно использованы в качестве момента запуска 520.

Расположение окна сканирования 536, его ширина 544 и задержка 532 типично устанавливаются на основе желательной сердечной фазы. Например, в иллюстрируемом примере окно сканирования 536, ширина 544 и задержка 532 устанавливаются для сканирования спокойной фазы 548, или фазы слабого движения, в пределах сердечного цикла на основе ЭКГ сигнала 512. В течение периода сокращения сердечной мышцы устройство 152 изменяет электрическую активность, характерную для него, включая R-пик 516. Поскольку сердце обычно бьется с периодичностью, R-пик 516 или любой другой пик могут быть использованы в качестве ссылки на спокойную фазу 548 и последующий сердечный цикл.

По существу, окно сканирования 536 и ширина 544 могут устанавливаться около спокойной фазы 548, с задержкой 540, определяемой начиная от R-пика 516. Многократные сердечные циклы могут наблюдаться до момента определения этих параметров. Ширина 544 устанавливается такой, что достигается, по меньшей мере, 180 градусов плюс угол веерного пучка для 180-градусной реконструкции. Большая ширина 544 может быть использована для сканирования относительно большого объема, в котором подходящее количество данных отбирается для реконструирования различных частей сканируемого объекта. Типично, данные, ближайшие к концам окна 544 и обыкновенно дальние от спокойной области, включают в себя больше движения.

Положение окна 528 движения рентгеновской трубки, его ширина 568 и первая задержка 532 устанавливаются на основе окна сканирования 536 и R-пика 516 так, что рентгеновская трубка 116 имеет достаточно времени для ускорения до скорости перед сквозным сканированием, поддерживает подходящую скорость в течение сквозного сканирования и вовремя замедляется после сквозного сканирования для другого сквозного сканирования, если желательно.

В качестве примера, при скорости вращения гантри около двадцати семи сотых (0,27) оборота в секунду, коэффициенте шага обмотки полтора (1,5), коллимации источника, установленной в сто шестьдесят (160) миллиметров (мм), и двухстах пятидесяти шести (256) детекторных элементах в направлении оси z, ширина 540 равна около тридцати шести сотых (0,36) оборотов в секунду, в результате чего область обследования при сканировании составляет около ста шестидесяти (160) мм сверх четырехсот восьмидесяти (480) градусов или около одной целой и тридцати трех сотых (1,33) полных оборотов. С этими установками осцилляция рентгеновской трубки 116 составляет около трехсот пятидесяти (350) мм при около одной целой и двух сотых (1,02) Гц, и сила инерции составляет около семидесяти трех сотых (0,73) g. Скользящее окно при ширине около восемнадцати сотых (0,18) оборотов в секунду используется для отбора подходящих ста восьмидесяти градусов плюс угол веерного пучка данных из четырехсот восьмидесяти (480) градусов данных для реконструкции каждого среза. Необходимо принимать во внимание, что данный пример приведен в пояснительных целях и что множество других конфигураций параметров также здесь рассматриваются.

Фиг.5 графически иллюстрирует движение рентгеновского источника 112 для многократного сквозного сканирования. Рентгеновская трубка 116 остается в первоначальной позиции 504 до интересующего биологического события или пока не будет получен сигнал запуска при вращении части 104 гантри, и, следовательно, рентгеновская трубка 116 и источник 112 вращаются. Количество времени, когда рентгеновская трубка 116 находится в этом положении, зависит от различных факторов, таких как частота сердечного цикла пациента, число циклов, отслеженных до сканирования и т.д. Когда случается событие, рентгеновская трубка 116 ускоряется через первую часть 508 траектории 512. По меньшей мере, для подобласти второй части 516 траектории 512, рентгеновские лучи включаются на период желаемого состояния человеческого тела для сквозного сканирования человеческого тела. После сканирования рентгеновская трубка 116 замедляется в рамках третьей части 520 траектории 512 и остается в четвертой части 524 траектории 512.

Периоды ожидания могут варьироваться от одного сквозного сканирования к другому и снова зависят от факторов, таких как частота сердечного цикла пациента, количество циклов, отслеженных до выполнения очередного сквозного сканирования и т.д. При получении последующего интересующего события, рентгеновская трубка 116 ускоряется в направлении, противоположном оси z, через пятую часть 528 траектории 512, и рентгеновские лучи включаются на период шестой части 532 траектории 512 для, по меньшей мере, подобласти шестой части 532. Рентгеновская трубка 116 затем замедляется в пределах седьмой части 536 траектории 512 и остается в восьмой части 540 траектории 512 до следующего интересующего события. Это повторяется для каждого сквозного сканирования.

В общем, одно сквозное сканирование обеспечивает достаточно данных для реконструкции желаемой фазы. Однако существует несколько случаев, когда желательно более чем одно сканирование. Например, многократные фазы сердца могут быть визуализированы посредством сканирования различных фаз при каждом сквозном прохождении рентгеновской трубки 116. В другом случае, последовательное сквозное прохождение может быть использовано для повторения сканирования, которое сочли неприемлемым или которое было прервано. Например, аритмия может инициировать рентгеновскую трубку 116 к движению и облучению интересующей области. В этом же случае эмиссия рентгеновских лучей может быть остановлена, поскольку аритмия представляет собой аномалию в ритме сердечного цикла. Затем осуществляется другое сквозное сканирование для сканирования той же сердечной фазы. В другом примере данные многократных сквозных сканирований комбинируются с целью улучшить разрешение по времени. В этом же примере объект может быть сканирован в течение различных периодов времени для того, чтобы проследить, как агент проходит через объект. Например, может быть выполнен ряд последовательных сквозных сканирований одного и того же объекта, в котором каждое сквозное сканирование отображает состояние или местоположение агента внутри объекта в конкретный момент времени. Результирующие данные могут использоваться для отслеживания течения агента через объект.

Фиг.6 иллюстрирует подход для генерирования данных изображения, скорректированного по фазе. Как показано, каждые из данных 604, 608 и 612 изображения для разных сквозных сканирований имеют разницу в фазе между срезами в зависимости от положения среза вдоль оси z. В результате, каждый срез соотносится с иной фазой. Новые данные 616, 620 и 624 формируются из данных 604, 608 и 612 с целью уменьшить разницу фаз между срезами для каждого сквозного сканирования. В данном примере используется способ интерполяции для создания скорректированных по фазе данных 616, 620 и 624. Например, новые данные 628, 632 и 636 создаются посредством интерполяции с использованием данных 640 и 644. Новые данные 648 и 652 создаются посредством интерполяции с использованием данных 656 и 660, а новые данные 636 создаются посредством интерполяции с использованием данных 660 и 668. В другом примере данные 672 используются как новые данные 676, поскольку данные 672 и данные 676 изображения имеют одинаковую фазу. При использовании данного способа один или более срезов в каждом новом наборе 628, 632 и 636 данных имеют одну и ту же фазу. В данном примере иллюстрируются данные от трех (3) сквозных сканирований. Однако необходимо принимать во внимание, что реконструированные данные изображения от числа N сквозных сканирований могут использоваться для генерирования произвольного количества наборов скорректированных по фазе данных. В дополнение, различные способы интерполяции, такие как (но не только) линейная, многочленная и сплайновая интерполяция, использующие два или более частных значения из реконструированных данных сквозного сканирования, рассматриваются здесь.

Фиг.7 иллюстрирует способ 700 сканирования с помощью системы 100. При ссылочной позиции 704, рентгеновский источник 112 находится в первичном положении на z-оси 120 при вращении вращающегося гантри 104 вокруг исследуемой области 108. При 708, получение интересующего события, такого как инициация. При 712, рентгеновский источник 112 ускоряется до подходящей скорости. При 716, рентгеновский источник 112 активируется для испускания излучения. При 720, излучение, пересекающее область исследования, обнаруживается детекторной сеткой 124. При 724, рентгеновский источник 112 прекращает излучать рентгеновские лучи. При 728, рентгеновская трубка 116 замедляется до другой позиции.

Теперь представляются другие варианты.

В другом варианте осуществления рентгеновская трубка 116 продолжительно колеблется вперед и назад вдоль z-оси 120. В данном варианте осуществления сквозные сканирования выполняются автоматически посредством синхронизации с электрической активностью сердца.

В еще одном варианте осуществления множество сквозных сканирований выполняются произвольно, и ретроспективная синхронизация используется для последовательного отбора подходящих данных для 180-градусной реконструкции, основанной на записанной электрической активности сердца.

В одном из вариантов осуществления пружина на прочной основе или другой механизм используется для того, чтобы двигать рентгеновский источник 116 вперед и назад вдоль z-оси.

В другом варианте осуществления рентгеновская трубка 116 крепится к и движется вместе с линейной опорой (качения). Один или несколько опционных противовесов, которые движутся согласованно с рентгеновской трубкой 116, используются для уменьшения биения в гантри или других вредных воздействий, являющихся результатом движения трубки 116, если желательно.

С системой 100 используется рентгеновская трубка, рассчитанная на сто (100) киловатт (кВт) или другую мощность.

Данное изобретение описывалось со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Модификации и переделки могут быть внесены при прочтении и понимании предшествующего детального описания. Планируется, что данное изобретение будет сконструировано как включающее все такие модификации и переделки в той мере, в какой они присутствуют в рамках прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к системам визуализации в компьютерной томографии. Система включает в себя рентгеновский источник, который вращается вокруг исследуемой области и продвигается вдоль продольной оси. Рентгеновский источник остается в первом положении на продольной оси в течение вращения вокруг исследуемой области, ускоряется до скорости сканирования и выполняет сквозное сканирование интересующей области, в которой достигается, по меньшей мере, сто восемьдесят градусов плюс угол веерного пучка данных. Во втором варианте выполнения системы рентгеновский источник одновременно вращается вокруг исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси, когда испускается излучение во время сканирования. Движение рентгеновского источника и эмиссия рентгеновских лучей посредством него координируются и управляются посредством характера движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области. В третьем варианте выполнения системы сквозное сканирование управляется периодическим движением сканируемого органа. Способ компьютерной томографии заключается в поддержании рентгеновского источника в статичном продольном положении на z-оси при его вращении вокруг исследуемой области, движении рентгеновского источника в направлении вдоль z-оси при желаемом характере движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области и активировании рентгеновского источника для облучения. Использование изобретения позволяет осуществлять сквозное сканирование, управляемое периодическим движением сканируемого органа. 4 н. и 30 з.п. ф-лы, 7 ил.

1. Система (100) компьютерной томографии, содержащая: рентгеновский источник (112), который вращается вокруг исследуемой области (108) и перемещается вдоль продольной оси (120), причем рентгеновский источник (112) остается в первом положении на продольной оси (120) при вращении вокруг исследуемой области (108), ускоряется вдоль продольной оси до скорости сканирования и выполняет сквозное сканирование интересующей области (220), в которой рентгеновский источник одновременно вращается вокруг исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси для достижения, по меньшей мере 180 градусов плюс угол веерного пучка данных;
по меньшей мере, один детектор (124), который обнаруживает рентгеновские лучи, испускаемые рентгеновским источником (112), которые пересекают исследуемую область (108) и генерирует сигналы, характерные для нее;
устройство реконструкции (132), которое реконструирует сигналы, чтобы сформировать волюметрические данные изображения.

2. Система по п.1, в которой рентгеновские лучи гасятся после получения данных и рентгеновский источник (112) останавливается во втором положении на продольной оси (120).

3. Система по п.2, в которой рентгеновский источник (112) остается во втором положении при вращении вокруг исследуемой области (108), ускоряется до скорости сканирования и выполняет другое сквозное сканирование интересующей области (220).

4. Система по п.1, в которой рентгеновские лучи гасятся после получения данных и рентгеновский источник (112) реверсируется по направлениям и ускоряется в противоположном направлении вдоль продольной оси (120).

5. Система по п.4, в которой рентгеновский источник (112) выполняет последовательное сквозное сканирование интересующей области (220) при движении в противоположном направлении.

6. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) колеблется вдоль продольной оси (120) и синхронизируется с движением объекта в исследуемой области (108).

7. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) движется вдоль продольной оси (120) при частоте примерно 1 Гц.

8. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) остается в положении до получения инициирующего сигнала.

9. Система по п.1, в которой инициирующим сигналом является ЭКГ-сигнал.

10. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) выполняет сквозное сканирование сердечной фазы.

11. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) выполняет многократное сквозное сканирование при различных сердечных фазах.

12. Система по п.1, в которой рентгеновский источник (112) выполняет многократное сквозное сканирование при различных интервалах времени в течение одной сердечной фазы.

13. Система по п.12, в которой данные от многократного сквозного сканирования комбинируются для формирования набора данных с более высоким временным разрешением.

14. Система по п.12, в которой данные изображения от многократного сквозного сканирования в соответствии с разницей фаз между срезами используется для формирования новых данных изображения без разницы фаз между срезами.

15. Система по п.14, в которой новый срез формируется посредством интерполяции этого же среза в данных изображения от многократного сквозного сканирования.

16. Система по п.1, дополнительно включающая в себя стационарные коллиматоры (224, 228), которые снижают степень облучения пациента рентгеновскими лучами, проходящими по траекториям вне интересующей области (220) в переделах исследуемой области (180).

17. Система по п.1, дополнительно включающая в себя инъектор (148), в которой движение рентгеновского источника (112) и эмиссия им рентгеновских лучей управляются посредством введения агента внутрь объекта с помощью инъектора (148).

18. Система по п.1, в которой многократное сквозное сканирование выполняется последовательно с целью проследить течение агента через объект.

19. Система по п.1, в которой сквозное сканирование собирает данные по мере того, как рентгеновский источник (112) перемещается вдоль продольной оси (120) в одном направлении.

20. Система (100) компьютерной томографии, содержащая: рентгеновский источник (112), который одновременно вращается вокруг исследуемой области (108) и перемещается вдоль продольной оси (120), когда испускается излучение во время сканирования, причем движение рентгеновского источника (112) и эмиссия рентгеновских лучей посредством него координируются с и управляются посредством характера движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области (108);
часть вращающегося гантри, которая поддерживает рентгеновский источник и вращается вокруг исследуемой области, причем рентгеновский источник перемещается вдоль части вращающегося гантри вдоль продольной оси; и
по меньшей мере, один детектор (124), который обнаруживает рентгеновские лучи, испускаемые рентгеновским источником (112), которые пересекают исследуемую область (108).

21. Система по п.20, в которой рентгеновский источник (112) физически перемещается вдоль продольной оси (116).

22. Система по п.20, дополнительно содержащая приводной механизм, который двигает рентгеновский источник вдоль продольной оси, причем рентгеновский источник (112) при вращении ожидает в положении на z-оси желаемый характер движения человеческого тела, инициирующий сквозное сканирование, в котором рентгеновский источник (112) ускоряется вдоль части вращающегося гантри вдоль продольной оси до подходящей скорости и рентгеновский источник (112) активируется для сканирования человеческого тела при желаемом характере движения.

23. Система по п.20, в которой рентгеновский источник (112) инициируется для движения и испускания рентгеновских лучей в течение, по меньшей мере, двух различных сердечных фаз.

24. Система по п.20, в которой данные изображения от многократного сканирования, каждое сканирование имеет разницу в фазе, используются для формирования данных изображения без разницы фаз.

25. Система по п.20, дополнительно включающая в себя устройство ЭКГ, которое управляет рентгеновским источником (112) для движения и сканирования желаемой фазы сердца.

26. Система по п.20, в которой сквозное сканирование достигает, по меньшей мере, 180 градусов плюс угол веерного пучка данных.

27. Система по п.20, в которой, по меньшей мере, один детектор (124) включает в себя 256 детекторных элементов, распределенных в продольном направлении.

28. Система по п.20, в которой, по меньшей мере, один детектор (124) покрывает продольное удлинение в 60 см.

29. Способ (700) компьютерной томографии, содержащий: поддержание рентгеновского источника (112) в статичном продольном положении на z-оси (120) при его вращении вокруг исследуемой области (108); движение рентгеновского источника (112) в направлении вдоль z-оси (120) при желаемом характере движения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области (108); и активирование рентгеновского источника (112) для облучения человеческого тела, расположенного в пределах исследуемой области (108) в течение перемещения рентгеновского источника (112) при желаемом характере движения.

30. Способ по п.29, дополнительно включающий в себя: деактивирование рентгеновского источника (112) при сканировании человеческого тела в течение желаемого характера движения и замедление рентгеновского источника (112) до другого статичного положения на z-оси (120).

31. Способ по п.29, дополнительно включающий в себя применение биологического сигнала для определения местоположения характера движения.

32. Способ по п.29, дополнительно включающий в себя движение рентгеновского источника (112) и активирование эмиссии рентгеновских лучей при восприятии биологического интересующего события.

33. Способ по п.29, в котором рентгеновский источник (112) колеблется вперед и назад вдоль z-оси (120) и выполняет многократное сканирование в синхронизации с движением человеческого тела.

34. Система (100) компьютерной томографии, в которой сквозное сканирование управляется периодическим движением сканируемого органа, причем рентгеновский источник, который вращается вдоль исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси, остается в первом положении на продольной оси при вращении вокруг исследуемой области, ускоряется вдоль продольной оси до скорости сканирования и выполняет сквозное сканирование интересующей области, в которой рентгеновский источник одновременно вращается вокруг исследуемой области и перемещается вдоль продольной оси для сканирования.