СИСТЕМА ФОРМИРОВАНИЯ РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ С ДЕТЕКТОРОМ, СОДЕРЖАЩИМ ПИКСЕЛИ

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к способу и к системе формирования изображения для генерации рентгеновских изображений с источником рентгеновских лучей и с детектором рентгеновских лучей. Кроме того, оно относится к генератору рентгеновских лучей для такой системы формирования изображения.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Из публикации WO 2010/0055930 А1 известен аппарат для формирования рентгеновского изображения, который содержит множество источников рентгеновских лучей, коллиматор с множеством щелей и детектор рентгеновских лучей с множеством детектирующих элементов. Выборочная активизация источников рентгеновских лучей и изменение геометрии коллиматора позволяют изменять проекционную картину без физического перемещения детектора или источника рентгеновских лучей.

Документ US 2007/133749 А1 раскрывает систему формирования рентгеновского изображения с множеством источников рентгеновских лучей и с детекторами, разделенными между собой углублениями, или детекторными решетками. У источников рентгеновских лучей находится коллиматор, который существенно поглощает рентгеновские лучи, испущенные из любого из источников, которые направлены в сторону от детекторов.

Патентный документ JP 2005-261838 А раскрывает рентгеновский томографический аппарат с множеством элементов, генерирующих рентгеновские лучи. Перед этими элементами расположен коллиматор таким образом, что излучение от каждого элемента формируется соответствующим отверстием, так чтобы оно проходило в заданное поле зрения.

Аналогично, документ US 2007/009081 А1 раскрывает томографическое устройство с анодной мишенью, на которой сформировано множество источников рентгеновских лучей, и с коллиматором, который отделяет эти источники друг от друга.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Задача настоящего изобретения состояла в обеспечении улучшенного средства для формирования рентгеновского изображения объекта с пикселированным детектором, когда чрезвычайно желательно достичь наилучшего использования дозы рентгеновских лучей, которой подвергается этот объект.

Эта задача решена посредством системы формирования рентгеновского изображения в соответствии с п.1 формулы изобретения и способа по п.15 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления раскрыты в зависимых пунктах формулы изобретения.

В соответствии с первым аспектом настоящее изобретение относится к системе формирования рентгеновского изображения для генерации рентгеновских изображений объектов, например, пациента в медицинской рентгеновской лаборатории или части багажа в системе безопасности, где детектор рентгеновских лучей по техническим причинам имеет нечувствительные к излучению области между пикселями внутри облучаемой зоны. Сгенерированные изображения состоят из проекций объекта, которые, возможно, компьютерным томографом могут быть собраны в секционное изображение. Система формирования рентгеновского изображения содержит следующие компоненты:

a) по меньшей мере один источник рентгеновских лучей для генерации пучка рентгеновских лучей. В данном контексте термин "рентгеновские лучи" будет в широком смысле включать в себя любое высокоэнергетическое электромагнитное излучение, обычно излучение с длиной волны между примерно 10^-8 и 10^-12 м. Сгенерированный пучок рентгеновских лучей может, вообще говоря, иметь любую геометрию, состоя, например, из (приблизительно) параллельных рентгеновских лучей. Наиболее предпочтительно, чтобы каждый источник рентгеновских лучей был точечноподобным (относительно других компонентов системы формирования изображения), давая веерообразный или конусный пучок рентгеновских лучей;

b) детектор рентгеновских лучей, который содержит решетку из блоков или элементов, чувствительных к рентгеновским лучам, разделенных нечувствительными к рентгеновским лучам областями между упомянутыми блоками (то есть областями, которые не преобразуют принятое излучение в полезные измеряемые сигналы). Поскольку сигнал обнаружения от этих блоков соответствует информации об изображении в конкретной точке созданной проекции, эти чувствительные блоки в последующем будут, как обычно, называться "пикселями". Решетка содержит по меньшей мере два этих пикселя, обычно же большое количество в несколько тысяч пикселей, которые упорядочены в одно- или двумерную картину. Детектор рентгеновских лучей расположен в поле зрения источника рентгеновских лучей таким образом, чтобы эти пиксели могли быть достижимы созданным пучком рентгеновских лучей;

c) коллиматор, который содержит по меньшей мере два отверстия, при этом геометрия источника рентгеновских лучей, детектора рентгеновских лучей и коллиматора такова, что эти по меньшей мере два отверстия допускают проход рентгеновских лучей от по меньшей мере одного источника рентгеновских лучей таким образом, чтобы по меньшей мере два соседних пикселя детектора были облучены, в то время как нечувствительная к рентгеновским лучам область между упомянутыми пикселями была бы, по крайней мере частично, экранирована от рентгеновских лучей материалом коллиматора, то есть была бы облучена с меньшей интенсивностью. Обычно интенсивность между пикселями составляет менее чем 75%, предпочтительно менее чем 50%, наиболее предпочтительно менее чем 10% от интенсивности внутри пикселей (при отсутствии какого-либо объекта). Рассмотренные два отверстия обычно являются соседними отверстиями коллиматора;

d) пространство объектов, в которое может быть помещен подлежащий визуализации объект, причем упомянутое пространство объектов расположено между коллиматором и детектором рентгеновских лучей.

В соответствии со вторым аспектом изобретение относится к способу генерации рентгеновского изображения системой формирования рентгеновского изображения, в частности системой формирования рентгеновского изображения вышеописанного типа. Этот способ включает в себя следующие этапы, которые обычно исполняются одновременно:

a) генерация пучка рентгеновских лучей по меньшей мере одним источником рентгеновских лучей;

b) обнаружение рентгеновских лучей упомянутого пучка в положениях пикселей решетки пикселей детектора рентгеновских лучей;

c) допуск прохода рентгеновских лучей упомянутого пучка рентгеновских лучей через по меньшей мере два отверстия коллиматора таким образом, чтобы по меньшей мере два соседних пикселя детектора были облучены, при том что нечувствительная к рентгеновским лучам область между упомянутыми пикселями является, по крайней мере частично, экранированной;

d) расположение объекта, предназначенного к визуализации, между коллиматором и детектором.

В некоторых системах формирования рентгеновского изображения (как, например, в тех, которые обычно используются в компьютерной томографии) область между двумя (соседними) пикселями пикселированного детектора рентгеновских лучей является нечувствительной к рентгеновскому излучению вследствие конструкции детектора. В этих областях могут быть, например, расположены нечувствительные разделительные компоненты, или же эти области могут быть заняты антирассеивающей решеткой. Поэтому рентгеновские лучи, которые направляются в эти области между двумя пикселями, не будут участвовать в формировании изображения, а будут только увеличивать дозу облучения, которой подвергается объект. Кроме того, такие лучи могут быть даже вредными, поскольку они увеличивают рассеянное излучение, которое ухудшает качество изображения. Эти отрицательные эффекты устранены в вышеописанной системе формирования изображения и в способе посредством коллиматора, который экранирует область между двумя пикселями и который допускает прохождение рентгеновского излучения только в направлении чувствительных областей пикселей.

Далее будут описаны различные предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения, которые относятся как к системе формирования изображения, так и к способу вышеописанного типа.

Итак, отверстиями в коллиматоре могут быть предпочтительно щели, имеющие протяженную геометрию (например, прямоугольной формы) с диаметром в продольном направлении в несколько раз большим, чем диаметр в перпендикулярном направлении по ширине. Эти щели предпочтительно могут быть такими, чтобы они формировали веерообразные пучки, которые на решетке пикселей облучают полосу, проходящую от одного края детектора до противоположного.

В альтернативном варианте осуществления отверстия могут быть дырочками, то есть они могут иметь компактную (например, круговую, квадратную или прямоугольную) форму. Наиболее предпочтительно, чтобы эти отверстия имели форму, которая по существу соответствует форме пикселей детектора. В этом случае через такое отверстие полная область одного пикселя, чувствительная к рентгеновским лучам, могла бы быть оптимально облучена от соответствующего небольшого источника.

Уже упоминалось, что пиксельная решетка детектора рентгеновских лучей обычно будет содержать (гораздо) больше, чем два чувствительных к излучению пикселя. В предпочтительном варианте осуществления эти пиксели упорядочены в квазипериодическую решетку и, посредством коллиматора, облучены с большей интенсивностью, чем нечувствительные к излучению области между ними, по крайней мере, в одном направлении (квази)периодичности этой решетки.

Вообще говоря, большая мультипиксельная подобласть детектора может быть облучена источником рентгеновских лучей через одно отверстие коллиматора. Чтобы оптимизировать экранирование нечувствительных областей между пикселями предпочтительно, однако, чтобы размеры и расположение по меньшей мере одного отверстия коллиматора и по меньшей мере одного источника рентгеновских лучей были такими, чтобы через упомянутое отверстие был облучен по существу только один пиксель или только один ряд пикселей. Наиболее предпочтительно, чтобы этим условиям удовлетворяли все отверстия коллиматора.

Хотя преимущества настоящего изобретения могут быть достигнуты уже при наличии в коллиматоре всего двух отверстий, предпочтительно, чтобы этот коллиматор содержал решетку, обычно имеющую большее количество отверстий, которые были бы соответствующим образом выровнены с пикселями детектора по одному или по двум измерениям. В этом контексте "выравнивание" отверстий с пикселями будет означать, что любые два соседних отверстия допускают проход рентгеновских лучей в направлении двух соседних пикселей, в то время как область между упомянутыми пикселями по существу экранируется. Другими словами, излучение от источника рентгеновских лучей проецирует отверстия коллиматора на структуру в области детектора, которая соответствует (или предпочтительно является идентичной) структуре пикселей в этой области.

Размер (средний диаметр) пикселей детектора рентгеновских лучей обычно изменяется между примерно 0,1 мм и примерно 2 мм. Обычная геометрия пикселей - это прямоугольная, квадратная, шестиугольная или любая другая форма, которая позволяет производить разумное мозаичное заполнение одномерной или двухмерной области.

Шаг пикселей, то есть среднее расстояние между двумя характерными точками (например, между центрами) соседних пикселей, предпочтительно изменяется между примерно 0,5 мм и 2 мм. Шаг пикселей влияет на разрешение изображения, которое может быть достигнуто системой формирования изображения для данного размера и компоновки источника рентгеновских лучей.

Ширина отверстий коллиматора предпочтительно изменяется между примерно 100 мкм и 500 мкм. Для некруговых отверстий упомянутая ширина определяется как диаметр максимального круга, который может быть полностью вписан в это отверстие.

Шаг отверстий коллиматора предпочтительно изменяется между примерно 100 мкм и 500 мкм.

Преимущества настоящего изобретения, в принципе, могут быть достигнуты всего лишь с одним источником рентгеновских лучей. Поскольку, однако, реальный источник рентгеновских лучей имеет конечную пространственную протяженность, облученность пикселей через отверстия коллиматора непременно будет отчасти расплывчатой из-за эффектов полутеней. Ограничение таких эффектов требует, чтобы источник рентгеновских лучей был как можно более мелким, что, однако, уменьшает также и интенсивность рентгеновского облучения. Решение этого затруднения достигается в том случае, когда система формирования изображения содержит генератор рентгеновских лучей с множеством источников рентгеновских лучей, в которых выполняются условия настоящего изобретения, то есть для каждого источника рентгеновских лучей существуют по меньшей мере два отверстия коллиматора, которые допускают прохождение рентгеновских лучей в направлении двух соседних пикселей, в то время как область между упомянутыми пикселями по существу экранирована от излучения рассматриваемого источника рентгеновских лучей. Предпочтительно, чтобы все источники рентгеновских лучей были расположены внутри области, которая ограничена максимальным диаметром, таким, при котором пространственное разрешение изображения визуализируемого объекта удерживается внутри предпочтительной величины. Это обычно означает, что упомянутая область имеет максимальный диаметр, который соответствует диаметру области эмиссии фокального пятна обычно используемых источников рентгеновских лучей. С другой стороны, предпочтительно, чтобы источники рентгеновских лучей не были расположены столь близко друг к другу, чтобы они облучали какой-либо пиксель через одно и то же отверстие коллиматора, поскольку это увеличивало бы эффективную полутень пучка на отверстии и, таким образом, не имело бы никаких преимуществ по сравнению с использованием одного фокального пятна с протяженной областью эмиссии. При рассмотрении приведенных аргументов наиболее предпочтительно, чтобы источники рентгеновских лучей были выровнены относительно коллиматорных отверстий таким образом, чтобы каждый источник рентгеновских лучей для облучения отдельного пикселя или набора пикселей использовал другое коллиматорное отверстие, предполагая, таким образом, что источники рентгеновских лучей сохраняют некоторое минимальное расстояние друг от друга. При использовании множества источников рентгеновских лучей соответствующим образом может быть повышена доступная интенсивность излучения без увеличения эффектов размытия.

В вышеупомянутом варианте осуществления предпочтительно есть по меньшей мере один пиксель, который одновременно облучен излучением, проходящим через по меньшей мере два различных отверстия (упомянутое излучение идет от различных источников рентгеновских лучей).

В соответствии с дальнейшим развитием вышеупомянутого варианта осуществления геометрия системы формирования изображения выбрана такой, что любые два источника рентгеновских лучей генератора рентгеновских лучей облучают через отверстия коллиматора один и тот же набор пикселей. Наиболее предпочтительно, чтобы можно было выровнять все источники рентгеновских лучей и все отверстия коллиматора квазипериодически, таким образом, чтобы каждый отдельный источник рентгеновских лучей облучал детекторную решетку через отверстия коллиматора со структурой, для которой чувствительные к рентгеновским лучам области пикселей были бы облучены с более высокой интенсивностью, чем нечувствительные к рентгеновским лучам области между пикселями. После этого картины облучения ото всех источников рентгеновских лучей совмещаются, и строится общая картина облученности, в которой снова выполняется условие, чтобы чувствительные к рентгеновским лучам области пикселей были облучены с более высокой интенсивностью, чем нечувствительные к рентгеновским лучам области между пикселями. В идеализированном случае каждый источник рентгеновских лучей облучает все пиксели детектора, или, что то же самое, каждый пиксель детектора одновременно облучен всеми имеющимися источниками рентгеновских лучей.

Общий размер области, содержащей множество источников рентгеновских лучей генератора рентгеновских лучей, предпочтительно относительно мал, таков, что проекции на объект, полученные от всех источников рентгеновских лучей, в пределах разрешения детектора по существу одинаковы. Как уже говорилось, в обычных рентгеновских трубках общая площадь, покрытая источниками рентгеновских лучей, предпочтительно сравнима с размером фокальных пятен. Наиболее предпочтительно, чтобы множество источников рентгеновских лучей занимало площадь менее чем около 10 мм². (Максимальный) диаметр отдельных источников рентгеновских лучей генератора рентгеновских лучей составляет обычно менее чем 100 мкм, предпочтительно менее чем 50 мкм.

В соответствии с третьим аспектом настоящее изобретение относится к генератору рентгеновских лучей для системы формирования изображения вышеописанного типа, упомянутый генератор содержит множество источников рентгеновских лучей. Генератор рентгеновских лучей отличается тем, что содержит область эмиссии с модулированной интенсивностью эмиссии. Пики интенсивности эмиссии при этом функционально образуют разные источники рентгеновских лучей.

В первом предпочтительном варианте осуществления генератора рентгеновских лучей упомянутый генератор содержит электронную оптику и/или структурированный эмиттер электронов для бомбардировки электронами области эмиссии в структуре, которая генерирует решетку пиков эмиссии. В то время как в обычных рентгеновских трубках фокальное пятно на мишени бомбардируется электронами равномерно, настоящее изобретение создает в целевой области некоторую микроструктуру с множеством эмиссионных пиков.

Вышеупомянутый структурированный эмиттер электронов предпочтительно может быть структурирован в структуре, которая является масштабированной копией структуры решетки источника рентгеновских лучей. В этом случае требуется всего лишь простое линейное оптическое воспроизведение испущенных электронов на область эмиссии.

Эмиттер электронов с достаточно тонкой структурой может быть, в частности, реализован эмиттерами из углеродных нанотрубок. Дополнительную информацию по углеродным нанотрубкам и источникам рентгеновских лучей, которые могут быть построены на их основе, можно найти, например, в патентной заявке US 2002/0094064 А1 или в патенте США № 6,850,595.

В соответствии с другим вариантом осуществления генератор рентгеновских лучей содержит пространственно протяженный эмиттер рентгеновских лучей, который расположен за маской с отверстиями. Протяженный эмиттер рентгеновских лучей может быть, например, фокальным пятном обычной рентгеновской трубки, имеющим типичный размер в несколько квадратных миллиметров. Отверстия маски в этом варианте осуществления будут функционировать как требуемое множество точечных источников рентгеновских лучей.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Эти и другие аспекты изобретения станут понятны в результате разъяснения со ссылками на нижеописанный(ые) вариант(ы) осуществления. Эти варианты осуществления будут описаны посредством примеров с помощью сопроводительных чертежей, на которых

фиг.1 условно изображает геометрию формирования изображения первой системы формирования изображения в соответствии с настоящим изобретением, имеющим множество одиночных источников рентгеновских лучей;

фиг.2 подробно показывает оптику в отдельном коллиматорном отверстии;

фиг.3 условно изображает геометрию формирования изображения второй системы формирования изображения в соответствии с настоящим изобретением, в котором для создания множества источников рентгеновских лучей используется протяженный эмиттер рентгеновских лучей с маской.

Одинаковые ссылочные номера или номера со стократным отличием относятся на иллюстрациях к одинаковым или подобным компонентам.

ОПИСАНИЕ ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫХ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

Во многих обычных способах формирования рентгеновского изображения (особенно в компьютерной томографии) детектор рентгеновских лучей имеет неактивные области, определяемые как зазоры между пикселями. Для детектора компьютерного томографа эти зазоры в настоящее время неизбежны, поскольку они необходимо используются для поглощающих пластинок антирассеивающего коллиматора (известного также как антирассеивающая решетка). Во время работы конусный пучок рентгеновских лучей облучает также и неактивные области детектора. Это приводит к излишне повышенной дозе облучения пациента.

В виду этого в данной заявке предложен способ, который производит пространственную модуляцию конусного пучка рентгеновских лучей таким образом, что при этом активные области детектора (пиксели) почти полностью облучены, а неактивные зазоры между пикселями облучены, по крайней мере, менее интенсивно. Предложенный способ использует множество узких пучков вместо более-менее равномерно облучающего конусного пучка.

Фиг.1 условно показывает вид сбоку системы 100 формирования изображения в соответствии с первым вариантом осуществления вышеупомянутых идей. Система 100 формирования изображения содержит следующие компоненты:

- генератор 101 рентгеновских лучей с решеткой отдельных источников 101а, …, 101d рентгеновских лучей для генерации пучков Ха, …, Xd рентгеновских лучей;

- коллиматор 102 с точечными отверстиями Р;

- детектор 103 рентгеновских лучей с (одно- или двухмерной) решеткой чувствительных пикселей 103а, …, 103е.

Объект, изображение которого необходимо сформировать, может быть расположен в пространстве объектов между коллиматором 102 и детектором 103.

Основная идея системы 100 формирования изображения заключается в использовании маски 102 с точечными отверстиями в качестве коллиматора для создания решетки узких пучков, при этом каждый пучок попадает точно на один из пикселей 103а, …, 103е. С одним отдельным источником рентгеновских лучей (например, с источником 101а), если используется (если бы использовался) идеальный точечный источник рентгеновских лучей, коллиматор 102 с точечными отверстиями работает почти превосходно.

Однако для протяженного источника рентгеновских лучей с обычным (эффективным, то есть "видимым" детектором) размером 0,5×1 мм можно легко доказать, что такой пространственно протяженный источник создает полутень, которая в практических случаях (расстояние источник-детектор в 1 м, а расстояние источник-коллиматор в 20 см) имеет ширину по меньшей мере в 2 мм. По сравнению с типичным шагом пикселей детектора около 1,2 мм - это слишком много.

Чтобы уменьшить расходимость узкого пучка, должны быть предприняты два действия. Во-первых, должен быть уменьшен размер фокального пятна. Во-вторых, должны быть уменьшены в размере точечные отверстия Р коллиматора 102. Для получения на детекторе 103 с шириной зазоров d между пикселями в 200 мкм расширения узкого луча (полная ширина на уровне полумаксимума) в 1 мм для вышеупомянутых расстояний должен быть использован коллиматор 102 с шагом в 240 мкм и с размером отверстия в 200 мкм. Для обеспечения удовлетворительно малой полутени шириной в 200 мкм отдельное фокальное пятно должно быть уменьшено до размера в 50 мкм. Фиг.2 иллюстрирует результирующую геометрию луча для отдельного источника 101а рентгеновских лучей и отдельного одноточечного Р коллиматора 102, при которой допускается прохождение центрального луча Ха' с полутенью Ха''.

Отдельное фокальное пятно вышеупомянутого размера, вероятнее всего, будет иметь слишком низкую интенсивность. Поэтому предпочтительно использовать не всего лишь один небольшой источник, а решетку из нескольких небольших источников 101а, …, 101d рентгеновских лучей. Предпочтительно, чтобы общая площадь, содержащая эти небольшие источники 101а, …, 101d рентгеновских лучей, соответствовала общим размерам фокального пятна. Кроме того, шаг этих небольших источников 101а, …, 101d рентгеновских лучей подбирается таким образом, чтобы спроецированное изображение решетки источников на детектор 103 соответствовало бы шагу пикселей (то есть для шага пикселей детекторов в 1,2 мм шаг решетки источников должен быть около 300 мкм). Таким образом, тонкоструктурный генератор 101 рентгеновских лучей обеспечивает решетку очень малых фокальных пятен, что гарантирует, что множество узких пучков будут достаточно узкими, чтобы облучать только активные области пикселей.

На практике, решетка источников 101а, …, 101d рентгеновских лучей могла бы быть реализована с помощью электронной оптики, подобной тому, что уже используется в обычных рентгеновских трубках, однако эмиттер электронов должен быть построен таким образом, чтобы электроны испускались только из тех областей, которые соответствуют масштабированной копии решетки источников рентгеновских лучей. Это осуществимо, например, посредством эмиттеров с нанотрубками из структурированного углерода.

Маска точечного отверстия коллиматора 102 может быть изготовлена в виде протравленной металлической фольги, которая введена в оптический путь лучей где-то перед объектом (не показана). В принципе, коллиматор 102 может быть объединен с обычными элементами предварительной фильтрации или с формирователями пучка. Следует принимать во внимание, что расстояние между коллиматором 102 и генератором 101 рентгеновских лучей, а также локальный шаг отверстий коллиматора всегда должны подбираться таким образом, чтобы спроецированное изображение каждого из источников 101а, …, 101d рентгеновских лучей соответствовало бы шагу пикселей детектора.

Фиг.3 показывает второй вариант осуществления системы 200 формирования изображения с генератором 201 рентгеновских лучей, который позволяет использовать обычную рентгеновскую трубку с одним фокальным пятном 211 (возможно, с использованием технологии с двумя или четырьмя фокальными пятнами). Этот подход может быть реализован при разумных вложениях в уже существующие сканеры компьютерных томографов.

Фокальное пятно 211 обычной рентгеновской трубки (подробно не показано) предварительно (без пациента) сколлимировано посредством (второй) маски 212 или решетки с точечными отверстиями 213. Как правило, показанные на фиг.1 точечные источники заменяются на отверстия 213 второй маски 212, а фокальное пятно 211 рентгеновских лучей больше не требует никакой модификации.

Как видно на фиг.3, шаг маски 212 больше, чем шаг коллиматора 202, поэтому эту маску 212 изготавливать даже проще, чем коллиматор 202.

Оптимальная конструкция решетки 212 зависит от того, требуется ли получить набор веерообразных пучков (используемых в том случае, когда размеры зазоров между пикселями детектора в одном направлении пренебрежимо малы) или набор "игольчатых" пучков (используемых в детекторах обычных компьютерных томографов, имеющих пиксельные решетки с неактивными зазорами в каждом направлении). В случае с "веерными" пучками необходимо изготавливать линейные решетки, в то время как для второго случая необходимо изготавливать маски с прямоугольными отверстиями.

Преимущество настоящего изобретения состоит в том, что общая экспозиция пациента уменьшена за счет части рентгеновских лучей, поглощенных точечным коллиматором, но без потерь качества изображения, в идеальном случае даже с сохранением полученной от трубки интенсивности на активной пиксельной области в отсутствии точечного коллиматора. Как положительный побочный эффект - уменьшенная генерация рассеянного рентгеновского излучения, что приводит к повышению качества изображения. Настоящее изобретение особенно может быть применимо в системах рентгеновской компьютерной томографии, но может использоваться более широко - во всех системах формирования рентгеновских изображений, характеризующихся наличием неактивных областей между детекторными пикселями.

В заключение следует отметить, что в настоящей патентной заявке термин "содержащий" не исключает других элементов или этапов, что признаки единственного числа не исключают множественности, и что функции нескольких средств могут выполняться одним процессором или другим блоком. Данное изобретение содержится в любом и каждом обладающем новизной отличительном признаке и в любой и каждой комбинации отличительных признаков. Кроме того, ссылочные позиции в пунктах формулы изобретения не должны пониматься как ограничивающие их объем.