NL1005515C2 - Gecomputeriseerde tomografiestelsels met bewegingsartefactonderdrukkingsfilter. - Google Patents

Description

Titel: "Gecomputeriseerde tomografiestelsels met bewegingsartefactonderdrukkingsfilter."

De onderhavige uitvinding heeft in het algemeen betrekking op gecomputeriseerde tomografie-(CT)-stelsels die worden gebruikt in de medische techniek voor het opwekken van CT beelden van bijvoorbeeld menselijke 5 patiënten. Meer in het bijzonder heeft de uitvinding betrekking op een verbeterd filter voor het reduceren van artefacten in CT beelden, die worden veroorzaakt door beweging van de patiënt gedurende een scan. Dergelijke tomografiestelsels zijn algemeen bekend.

10 Gecomputeriseerde tomografie-(CT)-stelsels van de derde generatie omvatten een röntgenbron en een röntgen-detectorstelsel die respectievelijk zijn bevestigd aan diametraal tegenover elkaar gelegen zijden van een ringvormige schijf. De schijf is roteerbaar gemonteerd 15 binnen een steundrager zodat gedurende een scan de schijf continu roteert rond een rotatie-as terwijl röntgenstralen vanuit de bron gaan door een object dat is geplaatst binnen de opening van de schijf naar het detectorstelsel.

Het detectorstelsel omvat op typerende wijze een 20 reeks detectoren die zijn aangebracht als één enkele rij in de vorm van een cirkelboog met een krommingscentrum in het punt, dat wordt aangeduid als het "brandpunt", waar de straling uitgaat vanuit de röntgenbron. De röntgenbron en de reeks detectoren zijn zodanig geplaatst dat de 25 röntgenbanen tussen de bron en elke detector alle liggen in hetzelfde vlak (hierna aangeduid als het "snede-("slice")-vlak" of "scanvlak") dat loodrecht staat op de rotatieas van de schijf. Daar de röntgenbanen hun oorsprong vinden in wat in wezen een puntbron is en zich 30 onder verschillende hoeken naar de detectoren uitstrekken, lijken de röntgenbanen op een waaier, en derhalve wordt de term "waaierbundel" dikwijls gebruikt om alle röntgenbanen 1005515 - 2 - op een meetogenblik te beschrijven. De röntgenstralen die op één enkele detector vallen op een meetogenblik gedurende een scan worden gewoonlijk aangeduid als "straal", en elke detector wekt een uitgangssignaal op dat 5 een indicatie is voor de intensiteit van de corresponderende straal ervan. Daar elke straal gedeeltelijk verzwakt wordt door alle massa in de baan ervan, is het uitgangssignaal, dat wordt opgewekt door elke detector representatief voor de dichtheid van alle massa die zich 10 bevindt tussen de betreffende detector en de röntgenbron (d.w.z. de dichtheid van de massa die ligt in de corresponderende straalbaan van de detector).

De uitgangssignalen die worden opgewekt door de röntgendetectoren worden gewoonlijk verwerkt door een 15 signaalverwerkingsdeel van het CT stelsel. Het signaal- verwerkingsdeel omvat in het algemeen een data-acquisitie-stelsel (DAS) dat de uitgangssignalen die worden opgewekt door de röntgendetectoren filtert om hun signaal-ruis-verhouding te verbeteren. De gefilterde uitgangssignalen 20 die worden voortgebracht door het DAS worden gewoonlijk aangeduid als "ruwe datasignalen". Het signaalverwerkingsdeel omvat gewoonlijk een projectiefilter, dat de ruwe datasignalen logaritmisch verwerkt om zodanig een stel projectiedatasignalen op te wekken dat elk projectie-25 datasignaal een representatie is voor de dichtheid van de massa die ligt in een corresponderende straalbaan. De verzameling van alle projectiedatasignalen op een meetogenblik wordt gewoonlijk aangeduid als een "projectie" of een "aanzicht". Gedurende één enkele scan 30 wordt, wanneer de schijf roteert, een aantal projecties opgewekt zodanig, dat elke projectie wordt voortgebracht bij een verschillende hoekpositie van de schijf. De hoek-oriëntatie van de bron en de detectoren op de schijf, die correspondeert met een bijzondere projectie, wordt 35 aangeduid als de "projectiehoek".

Met gebruikmaking van bekende algoritmen, zoals het Radon-algoritme, kan een CT beeld worden opgewekt uit alle 1 00551 5 - 3 - projectiedatasignalen die zijn verzameld bij elk van de projectiehoeken. Een CT beeld is een representatie voor de dichtheid van een twee-dimensionale "snede", langs het scanvlak, van het object dat wordt gescand. Het opwekken 5 van een CT beeld uit de projectiedatasignalen wordt gewoonlijk aangeduid als een "gefilterde terugprojectie" of "reconstructie", daar het CT beeld gedacht kan worden als te zijn gereconstrueerd uit de projeetiedata. Het signaalverwerkingsdeel van het CT stelsel omvat gewoonlijk 10 een terugprojeetor voor het voortbrengen van de gereconstrueerde CT beelden uit de projectiedatasignalen.

Een probleem bij CT stelsels is dat een verscheidenheid aan ruis en foutenbronnen potentieel ruis of artefacten kan bijdragen aan de gereconstrueerde 15 CT beelden. CT stelsels maken derhalve op typerende wijze gebruik van een massa signaalverwerkingstechnieken om de signaal-ruisverhouding te verbeteren en om de aanwezigheid van artefacten in de gereconstrueerde CT beelden te reduceren.

20 Een belangrijke factor, die ongewenste artefacten kan laten optreden in de gereconstrueerde CT beelden heeft betrekking op de beweging van het object dat gedurende de scan wordt gescand.

Zoals bekend is in de fotografie, veroorzaakt 25 beweging van het subject, wanneer een camera open staat, vervaging in de resulterende foto's. Evenzo veroorzaakt beweging van het object dat wordt gescand gedurende een CT scan artefacten in de resulterende CT beelden, zodat in het ideale geval het object dat wordt gescand gedurende de 30 scan niet moet bewegen. Daar echter normaliter menselijke patiënten worden onderworpen aan CT scans en het voor mensen in het algemeen moeilijk is om in het geheel niet te bewegen, zelfs gedurende korte perioden, laten bewegingsartefacten dikwijls de kwaliteit van CT beelden 35 achteruitgaan. Terwijl voorts op een foto beweging in een deel van het kijkveld van de camera slechts vervaging zal geven in het gebied van de beweging (d.w.z. beweging van 1005515 - 4 - de hand van een subject zal vervaging geven van de hand van een subject maar het is niet waarschijnlijk dat vervaging van het hoofd van het subject optreedt), kan gezien de aard van het reconstructieproces, beweging van 5 een deel van een patiënt gedurende een scan artefacten laten optreden in andere gebieden van het resulterende CT beeld dan het deel waar de beweging optreedt.

Zo kan bijvoorbeeld een hart dat gedurende een scan van het hart klopt en het omgevende gebied artefacten 10 laten optreden in die omgevingsgebieden van het CT beeld die niet beperkt zijn tot het hart.

Bewegingsartefacten kunnen worden geclassificeerd in twee verschillende typen. Het eerste type heeft betrekking op verschillen in projecties met projectiehoeken die 15 180 graden verschillen en het tweede type heeft betrekking op verschillen in projecties bij de "begin"- en "eind"-projectiehoeken (d.w.z. de "begin"-projeetiehoek is normaliter nul graden en de "eind"-projectiehoek is normaliter 360 graden). Indien er geen beweging van de 20 patiënt gedurende een scan is, zijn elke twee projecties die met 180 graden verschil worden voortgebracht gewoonlijk zeer gelijk, daar beide projecties in wezen hetzelfde of bijna hetzelfde weergeven voor hetzelfde aanzicht, (afhankelijk van de positie van de detectorreeks 25 met betrekking tot de centrumstraal, d.w.z. de straal die door het isocentrum van de schijf gaat) van de patiënt (hoewel de relatieve posities van de röntgenbron en de detectoren omgekeerd zijn). Indien echter de patiënt beweegt tussen een eerste projectie bij een projeetiehoek 30 van Θ, en een tweede projectie bij een projeetiehoek van Θ plus 180 graden, dan zullen de projecties aanzichten van de patiënt geven bij verschillende houdingen. Dit verschil wekt bewegingsartefacten van het eerste type op. Evenzo geven, indien de patiënt beweegt tussen de projecties bij 35 de begin- en eindprojectiehoeken, de projecties verschillende aanzichten weer van de patiënt, zelfs hoewel de röntgenbron en de detectoren in identieke posities zijn 1005515 - 5 - bij de begin- en eindprojectiehoeken. Dit verschil brengt bewegingsartefacten van het tweede type voort. Bewegingsartefacten van het eerste type verschijnen gewoonlijk in de gereconstrueerde CT beelden als kromlijnige strepen 5 ("streaks"), die soms een mozaiekpatroon vormen. Bewegingsartefacten van het tweede type resulteren dikwijls in het later optreden van een schaduw langs de beginhoekprojectie in de gereconstrueerde CT beelden. In het algemeen hangt het exacte optreden van een bewegings-10 artefact af van de afmeting, plaats en dichtheid van het gebied dat beweegt evenals de snelheid en amplitude van de beweging.

Bekende technieken voor het onderdrukken van bewegingsartefacten houden op typerende wijze in het laag-15 doorlaatfilteren van de projectiedatasignalen om de hoogfrequente signalen die worden veroorzaakt door beweging van de patiënt te verwijderen. Hoewel een dergelijke filtering op effectieve wijze enkele bewegingsartefacten van het eerste type onderdrukt, bestaat ook de neiging om 20 de totale resolutie van de CT beelden te reduceren. Een dergelijke filtering is ook niet effectief bij het onderdrukken van bewegingsartefacten van het tweede type. Bekende technieken voor het onderdrukken van bewegingsartefacten van het tweede type worden gewoonlijk aangeduid 25 als data-afstelling, en houden gewoonlijk in een "overscan"- of een "onderscan"- procedure, maar dergelijke technieken verschaffen geen significante mate van onderdrukking, en hebben andere nadelen zoals additionele projecties, reductie van ruimtelijk resolutie en afname 30 van de signaal-ruisverhouding.

Er bestaat derhalve behoefte aan verbeterde inrichtingen voor het reduceren van bewegingsartefacten in CT beelden.

Het is nu een doel van de uitvinding om in wezen de 35 bovengenoemde problemen van de stand der techniek te reduceren of te overwinnen.

1005513 - 6 -

Nog een ander doel van de uitvinding is het verschaffen van een verbeterd bewegingsartefact-onderdrukkingsfilter.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 5 verschaffen van een bewegingsartefactfilter voor het onderdrukken van bewegingsartefacten van het eerste en het tweede type.

Nog een ander doel van de uitvinding is het verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat 10 bewegingsartefacten van het tweede type behandelt als een gegeneraliseerd geval van bewegingsartefacten van het eerste type.

Nog een ander doel van de uitvinding is het verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een hoog-15 doorlaatfilter omvat voor het opwekken van hoog-frequente signalen die een indicatie zijn voor beweging van de patiënt.

Nog een ander doel van de uitvinding is het verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een laag-20 doorlaatfilter bevat voor het filteren van laag-frequente signalen uit de hoog-frequente signalen, die een meer nauwkeurige indicatie zijn voor een beweging van de patiënt.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 25 verschaffen van een drempelinrichting voor het opwekken van overschrijdingssignalen uit de laag-frequente signalen door het vergelijken van de laag-frequente signalen met een drempel en het opnieuw stellen van het overschrijdingssignaal indien de grootte van het 30 bijbehorende laag-frequente signaal minder is dan of gelijk is aan de drempel, en door het instellen van het overschrijdingssignaal als representatie van de mate waarmee het bijbehorende laag-frequente signaal de drempel anders overschrijdt.

35 Nog een ander doel van de uitvinding is om te voorzien in een bewegingsartefactfilter dat een signaalwegingsfunctiegenerator omvat voor het opwekken van 1005515 - 7 - een stel wegingsfactoren die corresponderen met de foutsignalen, waarbij de wegingsfactoren toenemen wanneer hun bijbehorende projectiehoeken een begin- en een eindprojectiehoek naderen en waarbij de wegingsfactoren 5 afnemen wanneer hun bijbehorende projectiehoeken een projeetiehoek naderen tussen de begin- en eindproj ectiehoeken.

Nog een ander doel van de uitvinding is het verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een 10 vermenigvuldiger bevat voor het opwekken van foutsignalen, waarbij elk foutsignaal wordt voortgebracht door het vermenigvuldigen van het bijbehorende overschrijdings-signaal en wegingsfactor.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 15 verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een aftrekker bevat voor het opwekken van bewegings-gecorrigeerde signalen door het aftrekken van foutsignalen van de corresponderende projectiedatasignalen.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 20 verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een correctie splitst tussen projectiedatasignalen die worden voortgebracht bij tegengestelde projectiehoeken d.w.z. met een verschil van 180 graden.

Nog een ander doel van de uitvinding is het 25 verschaffen van een bewegingsartefactfilter dat een parallelle bundelomzetter omvat voor het omzetten van waaierbundelprojecties in parallelle bundelprojecties.

De uitvinding verschaft daartoe nu een gecomputeriseerd tomografie(CT)stelsel voor het voort-30 brengen van een beeld van een deel van een object dat is geplaatst binnen een beeldvormingsveld waarbij het stelsel aftastorganen omvat voor het voortbrengen van data uit een aantal projecties bij een corresponderend aantal projectiehoeken van een scan, omvattende projeetiehoeken 35 die 180 N graden apart liggen, waarbij N één of meer gehele getallen is om te voorzien in ten minste paren van tegenoverliggende projecties, waarbij het stelsel is ί ΦΦ5.5.1 $ - 8 - voorzien van een artefactonderdrukkingsfilter, omvattende: vergelijkingsorganen voor het vergelijken voor elk van de paren van tegenoverliggende projecties van de data uit tegenoverliggende projecties om te bepalen of artefact-5 fouten bestaan tussen de twee projecties van elk paar en voor het verschaffen van een indicatie indien de vergelijking een verschil aanduidt tussen de genoemde data boven een vooraf bepaalde grootte; en organen voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegen-10 overliggende projecties indien de vergelijkingsorganen aanduiden dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte is om te compenseren voor dergelijke artefactfouten.

Op deze wijze is voorzien in een verbeterd artefact-15 onderdrukkingsfilter dat kan worden gebruikt met een CT stelsel dat een projectie voortbrengt bij elk van een aantal projectiehoeken inclusief projectiehoeken die een verschil hebben van 180 graden N, waarbij N één of meer gehele getallen is, om te voorzien in paren tegengestelde 20 projecties. Elke projectie omvat metingen van een aantal projeetiedatasignalen, en elke meting is een representatie van de dichtheid van alle massa die een volume tussen een detector en een röntgenbron van het CT stelsel in beslag neemt bij één van de projectiehoeken. Op typerende wijze 25 kan het volume een conische vorm of een "kolom-achtige" vorm hebben. Het bewegingsartefactfilter omvat een inrichting voor het vergelijken van tegengestelde paren projecties om te bepalen of artefactfouten bestaan tussen de projecties. Indien het verschil tussen metingen vanuit 30 tegengestelde projecties een vooraf bepaalde drempelwaarde overschrijdt, zal het filter de metingen regelen om te compenseren voor artefactfouten. Volgens een ander aspect van de uitvinding kan het filter de metingen regelen met een waarde die een functie is van de projeetiehoek, 35 waarbij de functie toeneemt wanneer de projeetiehoek een beginhoek nadert en wanneer de projeetiehoek de eindhoek 1005515 - 9 - nadert, en de functie die afneemt wanneer de projectiehoek een hoek nadert tussen de begin- en eindhoeken.

Nog andere doeleinden en voordelen van de onderhavige uitvinding zullen gemakkelijk duidelijk worden aan 5 deskundigen uit de volgende gedetailleerde beschrijving, waarin verscheidene uitvoeringsvormen zijn getoond en beschreven, eenvoudig door illustratie van de beste uitvoeringsvorm van de uitvinding. Zoals men zich zal realiseren, kan de uitvinding ook andere verschillende 10 uitvoeringsvormen omvatten, en de verschillende details ervan kunnen in diverse opzichten worden gemodificeerd, zonder het kader van de uitvinding te boven te gaan. Derhalve moeten de tekening en de beschrijving slechts als illustratief van aard worden beschouwd en niet als 15 beperkend, waarbij de beschermingsomvang van de aanvrage wordt aangegeven in de conclusies.

Voor een meer volledig begrip van de aard en de doeleinden van de onderhavige uitvinding, wordt verwezen naar de volgende gedetailleerde beschrijving, die in 20 samenhang moet worden beschouwd met de begeleidende tekeningen, waarbij dezelfde verwijzingscijfers worden gebruikt om dezelfde of soortgelijke delen aan te duiden, waarbij: fig. 1 een CT beeld is dat een weergave is van de 25 problemen die verbonden zijn met bewegingsartefacten; fig. 2 een axiaal aanzicht is van een voorkeurs-CT-stelsel volgens de uitvinding; fig. 3 een blokschema is en in detail het voorkeurs-bewegingsartefactonderdrukkingsfilter getoond in fig. 2 30 toont; fig. 4A-B het opwekken van waaierbundel- en parallelle bundelprojecties, respectievelijk weergeven; fig. 5A-B één methode weergeeft die kan worden gebruikt door parallelle bundelomzetters volgens de 35 uitvinding om parallelle bundelprojecties voort te brengen; 1005515 - 10 - fig. 6A-B de ruimtelijke betrekking weergeven tussen de röntgenbron en de detectoren voor projectiehoeken die 180 graden apart liggen, en die ter wille van de illustratie worden aangegeven als nul en 180 graden, 5 respectievelijk; fig. 7 de ruimtelijke betrekking weergeeft tussen de detectorreeks bij de projectiehoeken van nul en 180 graden, getoond in fig. 6A-B; fig. 8A een grafiek is en bij wijze van voorbeeld 10 signaalniveaus toont in verscheidene kanalen van een parallelle bundelprojectie, die worden verzameld wanneer er geen patiêntbeweging is; fig. 8B een grafiek is en bij wijze van voorbeeld signaalniveaus toont in verscheidene kanalen van een 15 parallelle bundelprojectie, die worden verzameld wanneer er een zekere patiêntbeweging is; fig. 9 een grafiek is van grootte versus de waaier-bundelprojectiehoek, en een voorkeursvorm toont van de waaierbundel-bewegingsfactoren die worden gebruikt volgens 20 de onderhavige uitvinding; fig. 10 een grafiek is van dezelfde data, getoond in fig. 8B en ook de waarden toont die een bewegingsartefact -onderdrukkingsfilter volgens de uitvinding kan aftrekken van de metingen van de projectiedatasignalen om de 25 metingen van de bewegings-gecorrigeerde signalen voort te brengen; fig. 11 een voorbeeld is van een CT beeld dat is voortgebracht met gebruikmaking van dezelfde data die worden gebruikt om het beeld, getoond in fig. 1, voort te 30 brengen maar gemodificeerd door een bewegingsartefact-onderdrukkingsfilter volgens de uitvinding; en fig. 12 een blokschema is van een signaal-verwerkingsdeel van een voorkeurs-CT-stelsel volgens de uitvinding omvattende een ringonderdrukkingsfilter 35 en een streep-("streak")-onderdrukkingsfilter, 1005515 - 11 -

Onder verwijzing naar de tekening is fig. 1 een voorbeeld van een gereconstrueerd CT beeld van een menselijke borstholte en hart dat illustratief is voor de problemen, die met bewegingsartefacten zijn verbonden.

5 Zoals duidelijk zal zijn aan deskundigen, bevat het CT

beeld, getoond in fig. 1, artefacten, die interfereren met de interpretatie van het beeld, en deze artefacten worden veroorzaakt door beweging van het hart gedurende de scan.

Fig. 2 toont bij wijze van voorbeeld een CT stelsel 10 of scannner 40, die de principes van de onderhavige uitvinding belichaamt. De scanner 40 omvat een röntgenbron 42 en een detectorsamenstel 44 bestaande uit een reeks detectoren die gemonteerd zijn op een schijf 46. De bron 42 en het detectorsamenstel 44 worden geroteerd rond een 15 rotatie-as 48 (die zich loodrecht uitstrekt op het aanzicht getoond in fig. 2) en roteert rond het object 50, dat zich uitstrekt door de centrale opening van de schijf 46 gedurende een CT scan en een afbeeldingsveld bepaalt, aangegeven met 60, waardoor röntgenstralen gaan en 20 waarbinnen de dichtheid van een massa wordt bepaald gedurende een scan. Dit afbeeldingsveld wordt in het algemeen bepaald door een cirkel met (1) een centrum bij het isocentrum bij het snijpunt van de rotatie-as 48 en het afbeeldingsvlak waardoor röntgenstralen gaan, en (2) 25 een omtrek, waar het röntgenbrandpunt van de bron 42 omheen gaat. Het object 50 kan een deel van een levende menselijke patiënt zijn zoals het hoofd of het torso. De bron 42 zendt binnen het scanvlak (loodrecht op de rotatie-as 48) een continue waaiervormige bundel 52 van 30 röntgenstralen uit, die worden opgenomen door de detectoren van het samenstel 44 nadat ze door het object 50 zijn gegaan. Een reeks anti-verstrooiingsplaten 54 wordt bij voorkeur geplaatst tussen het object 50 en de detectoren van het samenstel 44 om in wezen te voorkomen 35 dat verstrooide stralen worden opgenomen door de 1005515 - 12 - detectoren. In een voorkeursuitvoeringsvorm is aantal detectoren 384 en omspannen ze een boog van 48 graden, hoewel het aantal en de hoek kunnen variëren. De schijf 46, die op voordelige wijze vervaardigd kan zijn van een 5 lichtgewichtmateriaal zoals aluminium laat men snel en geleidelijk rond de as 48 roteren. De schijf 46 heeft een open frameconstructie zodat het object 50 door de opening van de schijf kan worden gepositioneerd. Het object 50 kan bijvoorbeeld worden gedragen op een tafel 56, die bij 10 voorkeur zo doorzichtig is als praktisch is voor röntgenstralen.

De uitgangssignalen die worden voortgebracht door het detectorsamenstel 44 worden aangelegd aan een DAS 70 (getoond als blokschema) die daaruit een stel ruwe data-15 signalen opwekt. De ruwe datasignalen worden aangelegd aan een projectiefilter 72, dat een stel projectiedatasignalen voortbrengt. Wanneer de schijf 46 roteert, worden de projectiedatasignalen gebruikt om projecties te verschaffen vanuit vele projeetiehoeken. De projectie-2 0 datasignalen worden aangelegd aan een bewegingsartefact -onderdrukkingsfilter 74, dat de projectiedatasignalen volgens de uitvinding filtert op een wijze die bewegingsartefacten in de gereconstrueerde CT beelden reduceert. De uitgangssignalen die worden voortgebracht 25 door het bewegingsartefactonderdrukkingsfilter 74, die worden aangeduid als "bewegings-gecorrigeerde projectiedatasignalen" of eenvoudig als "bewegings-gecorrigeerde signalen", worden vervolgens aangelegd aan een terugprojector 76, die de CT beelden voortbrengt uit 30 de bewegings-gecorrigeerde signalen. De terugprojector 76 omvat een convolutiefilter (niet getoond) voor het uitvoeren van een convolutiebewerking van de data, met bekende convolutiekernen voor terugprojectie.

De scanner 40 is een meer-kanaalsinrichting en de 35 data in elk kanaal brengen één ruw datasignaal, één projectiedatasignaal, en één bewegings-gecorrigeerd signaal over. In elk kanaal wordt elk van deze signalen 1005515 - 13 - bij voorkeur voortgebracht bij elk van de projeetiehoeken. De term "kanaal" zoals hier gebruikt, is de baan van een signaal dat uitgaat vanuit een detector en vervolgens wordt verwerkt door de verschillende beschreven 5 componenten met dien verstande dat verscheidene kanalen, hoewel niet noodzakelijkerwijze, ten minste een deel van een gemeenschappelijke signaalbaan kunnen delen, waarbij bijvoorbeeld die kanalen een gemeenschappelijk element delen. Wanneer bijvoorbeeld een gemeenschappelijk element 10 of elementen wordt (worden) gebruikt om de uitgangen te verwerken van elk van verscheidene onderverzamelingen van detectoren die het detectorsamenstel uitmaken, kan een multiplexer worden gebruikt om de signalen van elke onderverzameling te verwerken via het gemeenschappelijke 15 element of elementen.

Zoals hierna zal worden besproken is door het gebruik van de bewegings-gecorrigeerde signalen die worden voortgebracht door het bewegingsartefactonderdrukkingsfilter 74 in plaats van de 20 projeetiedatasignalen die worden voortgebracht door het projectiefilter 72, de terugprojector 76 in staat tot het opwekken van verbeterde CT beelden met minder merkbare bewegingsartefacten en derhalve een verbeterde helderheid. Bij voorkeur is het bewegingsartefactfilter 74 een niet-25 lineair filter, en het filter 74 onderdrukt zowel bewegingsartefacten van het eerste als van het tweede type in de CT beelden zonder significant de resolutie ervan te laten afnemen.

Fig. 3 toont een blokschema van een uitvoeringsvorm 30 van een bewegingsartefactfilter 74 volgens de uitvinding. Het filter 74 ontvangt bij voorkeur de projectiedata-signalen die worden vcortgebracht door het projeetiefilter 72 en brengt daaruit de bewegings-gecorrigeerde signalen voort die worden aangelegd aan de terugprojector 76. Het 35 bewegingsartefactonderdrukkingsfilter 74 omvat een parallelle bundelomzetter 310, een bewegingscompensatie -filter 320, en een interpolatiefilter 340. De parallelle 100 5515 - 14 - bundelomzetter 310 ontvangt de projectiedatasignalen die worden opgewekt door projectiefilter 72 en wekt daaruit op een verzameling parallelle bundelsignalen. De parallelle bundelsignalen worden aangelegd aan het bewegings-5 compensatiefilter 320, dat de bewegings-gecorrigeerde signalen opwekt, die worden aangelegd aan de terug-projector 76 door middel van een interpolatiefilter 340.

De parallelle bundelomzetter 310 omvat een verordeningsomzetter 312 en een doorschiet("interleave")-10 omzetter 314. De herordeningsomzetter 312 ontvangt de projeetiedatasignalen en wekt daaruit een verzameling geherordende signalen op. De geherordende signalen worden aangelegd aan de doorschietomzetter 314 die daaruit de parallelle bundelsignalen opwekt. De projecties die worden 15 opgewekt door het projectiefilter 72 kan men denken als "waaierbundel"-data, daar alle projecties worden opgewekt met gebruikmaking van de waaierbundel 52 (getoond in fig. 2). De parallelle bundelomzetter 310 herorganiseert de projecties om parallelle bundelprojecties te vormen.

20 De metingen van de projectiedatasignalen die worden opgewekt door het projectiefilter 72 gedurende één enkele scan van 360 graden, (d.w.z. één rotatie van de schijf) kunnen worden ondergebracht in een matrix PDS zoals getoond in de volgende vergelijking (1): 25 PDS (0,0) PDS (1,0) ... PDS (N-1,0) PDS (Ο,ΔΘ) PDS (1, Δθ) ... PDS (N- Ι,ΔΘ) PDS (0,2ΔΘ) PDS (1,2ΛΘ) ... PDS(N- 1,2Δθ) 30 PDS= . (1) PDS (0,3 6 0 - ΛΘ) PDS (1,360-ΔΘ) ...PDS(N- 1,360-ΛΘ) 35 Elk element PDS(i,0) in de PDS-matrix geeft een meting weer van het projeetiedatasignaal in het ie-kanaal voor een waaierbundelprojectiehoek die gelijk is aan 0. In 1005515 - 15 - vergelijking (1) geeft N het aantal kanalen in de scanner 40 en één scan omvat een rotatie van 360 graden. Zoals aangeduid in het bovenstaande zijn er in de voorkeurs-uitvoeringsvorm 384 detectoren in de reeks 44, zodat in de 5 voorkeursuitvoeringsvorm er 384 kanalen in de scanner 40 zijn en N gelijk is aan 384. ΔΘ geeft de mate van rotatie van de schijf 46 weer tussen opeenvolgende projecties (d.w.z. ΔΘ is de hoektoename van de projectiehoek tussen opeenvolgende projecties). In de voorkeursuitvoeringsvorm 10 roteert de schijf 46 één-achtste van een graad tussen elke projectie en de scanner 40 brengt 2880 projecties voort in een enkele scan (d.w.z. acht projecties per graad voor 360 graden), zodat in de voorkeursuitvoeringsvorm ΔΘ gelijk is aan 0,125 graden. Elke rij van de PDS-matrix geeft alle 15 metingen van de projectiedatasignalen weer die zijn verzameld bij een enkele projectiehoek en in de voorkeurs -uitvoeringsvorm zijn er derhalve 2880 rijen in de PDS-matrix. Elke kolom van de PDS-matrix geeft alle metingen weer van een projeetiedatasignaal) die in één kanaal zijn 20 verzameld gedurende één scan, en in de voorkeursuitvoeringsvorm zijn er 384 kolommen in de PDS-matrix. De PDS-matrix is cyclisch van aard waarbij de eerste rij de voortzetting van de laatste rij is, dat wil zeggen PDS(i,0) en PDS(i,360) zijn signalen opgewekt uit dezelfde 25 projectiehoek. Hoewel beschreven in de context van één enkele scan van 360 graden, zal duidelijk zijn dat de uitvinding kan worden gebruikt met andere scans dan 360 graden.

Fig. 4A geeft een verzameling stralen 410 weer die 30 één deel van één enkel projeetieaanzicht van een doorsnede van de patiënt 50 tonen. Daar elk van de stralen uitgaat vanuit de röntgenbron 42, die in wezen een puntbron is, is geen van de stralen 410 parallel, en de resulterende projectie is een waaierbundelprojectie. Elke rij van de 1005515 - 16 - PDS-matrix correspondeert met datasignalen die zijn opgewekt gedurende één enkele waaierbundelprojectie. De herordeningsomzetter 312 herorganiseert de projectie-datasignalen zodat elke geherorganiseerde projectie wordt 5 gevormd door een verzameling parallelle stralen zoals de stralen 420, getoond in fig. 4B.

Fig. 5A-B tonen een voorkeurswerkwijze, die kan worden gebruikt door de herordeningsomzetter 312 voor het opwekken van de geherorganiseerde projecties. Fig. 5A-B 10 tonen de posities van de röntgenbron 42 en de detector-reeks 44 gedurende het opwekken van twee opeenvolgende projeetie-aanzichten. Gedurende een scan, roteren de röntgenbron 42 en de detectorreeks 44 in een richting tegen de klok in rond een centrum 510 van de cirkel 520.

15 Gedurende de eerste projectie, getoond in fig. 5A, valt een straal 530 op een detector 44:4 (d.w.z. de vierde detector van de reeks 44 vanaf het linker uiteinde getoond in de tekening). Gedurende de volgende projectie getoond in fig. 5B, valt een straal 532 op de detector 44:3 20 (d.w.z. de derde detector van de reeks 44 vanaf het linker uiteinde getoond in de tekening). In de voorkeursuitvoeringsvorm, is de ruimte tussen de detectoren aangepast aan de mate van rotatie tussen het opwekken van opeenvolgende projecties, zodat de straal 530 parallel is 25 aan en in lichte mate verschoven is vanuit de straal 532. In de geprefereerde uitvoeringsvorm geldt deze basisbetrekking voor alle detectoren zodat elke twee stralen die vallen op naburige detectoren gedurende opeenvolgende projecties parallel zijn en in lichte mate 30 verschoven zijn vanaf elkaar hoewel de ruimte tussen de parallelle stralen varieert. Zoals vermeldt in het bovenstaande is in de voorkeursuitvoeringsvorm ΔΘ gelijk aan 0.125 graden, zodat in de geprefereerde uitvoeringsvorm elke detector in de reeks 44 een afstand heeft vanaf 35 zijn naburige detectoren van 0,125 graden. De herordeningsomzetter 312 van fig. 3 maakt gebruik van deze 1005515 - 17 - basisrelatie om de data te herordenen en de geherorgani-seerde projecties voort te brengen.

De herordeningsomzetter 312 herorganiseert bij voorkeur de PDS-matrix om een matrix RE te vormen van 5 geherordende signalen, zodat elke rij van de RE-matrix equivalent is aan een projectie die wordt gevormd door een parallelle bundel. De herordeningsomzetter 312 wekt bij voorkeur de RE-matrix op, zodat elk element RE(i,0) van de RE-matrix wordt gekozen volgens de volgende vergelijking 10 (2) voor alle waarden van i en Θ.

RE (i , 0) =PDS (i , li-j] [Δ0)+0) (2) waarbij het jde-kanaal het kanaal is dat de detector omvat die het dichtst is bij een centrumstraal die gaat door het isocentrum van de roterende schijf. Elk element RE(i,0) 15 van de RE-matrix geeft een meting weer van het geherordende signaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek van Θ.

Het herordeningsfilter 312 van fig. 3 kan ook een laag-doorlaatfilter omvatten voor het middelen van de 20 projectiedatasignalen van naburige parallelle bundel- projectiehoeken voor elk kanaal. Dit geeft een gemiddelde, of gedecimeerde, parallelle bundelmatrix RE(i,0) met minder rijen met een groter hoekinterval d0 tussen elke rij. Het doel van het decimeren van de RE-matrix op deze 25 wijze is het reduceren van de berekeningen voor volgende bewerkingen, maar resulteert in minder informatie voor het voortbrengen van het uiteindelijke gereconstrueerde beeld.

De doorschietomzetter 314 (getoond in fig. 3) vangt de geherordende signalen op en wekt daaruit de parallelle 30 bundel signalen op. De doorschietomzetter 314 combineert bij voorkeur paren parallelle bundelprojeeties die op een afstand van 18C graden van elkaar staan om dichtere datawaarden te vormen. Fig. 6A en 6B geven de ruimtelijke betrekking weer tussen de röntgenbron 42, een doorsnede 35 van de patiënt 50, en de detectorreeks 44 voor projectie- 1005515 - 18 - hoeken van nul en 180 graden respectievelijk. In fig. 6A-B wordt voor illustratiedoeleinden de detectorreeks 44 getoond met zeven detectoren, en de detector in het vierde kanaal 44:4 is de centrale detector van de reeks 44. Zoals 5 vermeld in het bovenstaande heeft in de voorkeurs- uitvoeringsvorm de detectorreeks 44 384 detectoren, maar voor het gemak en terwille van de illustratie zal nu de uitvoering met zeven detectoren worden beschreven. In de voorkeursuitvoeringsvorm is de detectorreeks 44 in lichte 10 mate verschoven vanaf het isocentrum 610 van de schijf 46 zodat de lijn 634 die het brandpunt van de bron 42 en het isocentrum 610 snijdt niet het centrum dat de detector 44:4 snijdt, waarbij de detector die het dichtst bij de centrumstraal is door het isocentrum van de schijf gaat.

15 In feite kan de reeks na één volledige omwenteling van de röntgenbron en detector worden verschoven voor een tweede omwenteling voor het verkrijgen van additionele en verschillende data uit die welke zijn verkregen gedurende de eerste omwenteling om te voorzien in steeds dichtere 2 0 dat awaarden.

Fig. 7 geeft de ruimtelijke betrekking weer tussen de detectorreeks 44 bij projectiehoeken van nul en 180 graden, en de stralen 710, 712, 714 die op drie van de detectoren vallen. Vanwege de verschuiving tussen de reeks 25 44 en het isocentrum 610 van de schijf 46, is de detectorreeks 44 bij een projectiehoek van nul graden verschoven ten opzichte van de detectorreeks 44 bij 180 graden. Dientengevolge valt de straal 710, die invalt op de zesde kanaaldetector 44:6 voor een projectiehoek van 30 180 graden tussen de stralen 712 en 714, die vallen op de dectoren 44:2 en 44:3, respectievelijk voor een projectiehoek van nul graden. In dit voorbeeld kan de detector 44:6 1005515 - 19 - gedacht worden als "centrale" detector die een "centrale" straal bepaalt en de dectoren 44:2 en 44:3 kubnen gedacht worden als "tegenoverliggende-naburige" detectoren die "tegenoverliggende-naburige" stralen bepalen die liggen bij 5 de corresponderende centrale straal. Bij elke projectiehoek meet elke detector de dichtheid van een deel van de patiënt en in het algemeen zijn de delen die gemeten worden door de tegenoverliggende-naburige detectoren dichter bij het deel dat wordt gemeten door de centrale detector dan de delen 10 die worden gemeten door andere detectoren (b.v. de delen die worden gemeten door de dectoren 44:2 en 44:3 bij een projectiehoek van nul graden zijn dichter bij het deel dat wordt gemeten door de detector 44:6 bij een projectiehoek van 180 graden dan de delen die worden gemeten door de 15 detectoren 44:5, 44:7 bij een projectiehoek van 180 graden). Elke twee projecties die 180 graden verschillend zijn, kunnen worden verscherfd ("interleaved") met gebruikmaking van deze betrekking tussen centrale en tegenoverliggende-naburige detectoren om een enkele 20 dichtere verzameling van projeetiedata te vormen. In feite kunnen in enkele scans zoals scans met twee omwentelingen, elke twee projecties die 180 N verschillen, waarbij N één of meer gehele getallen is, worden verscherfd met gebruikmaking van deze betrekking. In het geval van detector-25 verschuiving voor de eerste 360 graden en een verschuiving voor de tweede omwenteling, kan men vier verzamelingen parallelle stralen krijgen, één voor elke 180 graden, die alle verscherfd zijn met elkaar. Bijvoorbeeld bestaat een dergelijke verscherfde projectie voor de opstelling, 30 getoond in fig. 7, uit de grootheden [RE(1,0), RE(7,180), RE(2,0), RE(6,180), RE(3,0), RE(5,180), RE (4,0) , RE (4,180) , RE(5,0), RE(3,180), RE(6,0), RE(2,18 0), RE (7,0), RE(1,180)] waarbij RE(i,0) het geherordende signaal is dat wordt opgewekt uit de detector 1005515 - 20 - in het ide-kanaal bij een projectiehoek Θ. De doorschiet -omzetter 314 verscherft de geherordende signalen op deze wijze om een dichtere verzameling projectiedata te vormen.

‘ De doorschietomzetter 314 (getoond in fig. 3) wekt 5 bij voorkeur een matrix PAR op van metingen van de parallelle bundelsignalen en elk element PAR(i,0) van de PAR-matrix is een meting van het parallelle bundelsignaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek gelijk aan Θ. De structuur van de PAR-matrix is getoond in 10 de volgende vergelijking (3): PAR (0,0) PAR (1,0) ... PAR(2N-1,0) PAR (0 , Δθ) PAR (1, Δθ) ... PAR(2N-1,AQ) 15 PAR (0,2Δθ) PAR (1,2Δθ) ... PAR (2N-1,2ΔΘ) PAR = (3) PAR ( 0 , 180 -ΔΘ) PAR (1,180-ΔΘ) ... PAR (2N- 1,180 -ΔΘ) 20

Zoals getoond in vergelijking (3), heeft de PAR-matrix tweemaal zoveel kolommen als de PDS-matrix en half zoveel rijen. Derhalve geeft elke rij van de PAR-matrix een 25 parallelle bundelprojectie weer die tweemaal zoveel data als een rij van de PDS-matrix bevat. Elke parallelle bundelprojectie kan men derhalve denken als hebbende tweemaal zoveel kanalen als een waaierbundelprojectie. Enigszins verschillend van de PDS-matrix, heeft de PAR-30 matrix een cyclische eigenschap, waarin de laatste rij overgaat in de eerste rij in omgekeerde volgorde, dat wil zeggen PAR(0,180) en PAR(2N-1,0) zijn signalen die worden opgewekt vanuit dezelfde hoekpositie evenals PAR(1,180) en PAR(2N-2,0), enz. In de voorkeursuitvoeringsvorm wekt de 35 doorschietomzetter 314 de elementen op van de PAR-matrix volgens de volgende verzameling vergelijkingen (4) voor alle waarden van i en Θ: 1 00551 5 - 21 - PAR (2 i , Θ) =RE (i , Θ) PAR(2i + l,e)=RE(N-l-i,0-18O) (4)

voor 0<i<N

Zoals bekend worden parallelle bundelomzetters zoals 5 de omzetter 310 voor het omzetten van waaierbundeldata in parallelle bundeldata gewoonlijk verbonden met een inter-polatiefilter, zoals het filter 340 (getoond in fig. 3). Het interpolatiefilter wordt echter gewoonlijk onmiddellijk aangebracht na de doorschietomzetter 314.

10 Zoals vermeld in het bovenstaande is, daar de detectoren in het algemeen zodanig zijn gedimensioneerd en gepositioneerd dat de hoekverplaatsing van elk van de detectoren met betrekking tot de röntgenbron gelijk is voor alle detectoren, de breedte van de omgezette 15 parallelle bundels niet gelijk aan elkaar. In plaats daarvan hebben de elementen die waarden weergeven nabij het midden van het isocentrum voor elke projectie verder apart geplaatst dan elementen die waarden weergeven nabij de randen van elke projectie. Het interpolatiefilter 20 interpoleert de data en wekt een nieuwe matrix op van parallelle bundeldata op een zodanige wijze dat alle elementen die waarden van elke projectie weergeven equidistant zijn geplaatst. In de voorkeursuitvoeringsvorm maakt het interpolatiefilter 340 gebruik van bekende 25 technieken om de data te interpoleren en de projecties die equidistant geplaatste elementen bevatten op te wekken.

Het filter 340 wordt echter bij voorkeur geplaatst na de bewegingscompensatiefilter 320 zoals getoond in fig. 3 in plaats van onmiddellijk volgende op de doorschietomzetter 30 314. De uitvinding zal evenwel ook functioneren maar met mindere resultaten indien het interpolatiefilter 340 onmiddellijk na de doorschietomzetter 314 wordt geplaatst waarbij de uitgang van het filter 340 dan is verbonden met de ingang van het bewegingscompensatiefi1 ter 32 0, dat 35 hierna meer in detail zal worden beschreven.

1005515 - 22 -

Ook voert, zoals bekend, het omzetten van waaier-bundeldata in parallelle bundeldata in het algemeen een lichte rotatie in, die zodanig is dat de parallelle bundelprojectiehoek van nul graden niet exact samenvalt 5 met de waaierbundelprojectiehoek van nul graden. Indien er geen correctie plaatsvindt, resulteert deze rotatie in het opwekken van een gereconstrueerd beeld dat enigszins vanaf de horizontaal is geroteerd. Deze rotatie wordt in het algemeen ingevoerd omdat de centrumdetector "j" zoals 10 gebruikt in vergelijking (2) in het algemeen niet exact gecentreerd is met een lijn die gaat vanuit het brandpunt door het isocentrum. De mate van rotatie is in het algemeen kleiner dan ΔΘ/2 en kan worden gecorrigeerd met gebruikmaking van bekende technieken door de 15 terugprojector 72 of kan ook eenvoudigweg buiten beschouwing worden gelaten.

Fig. 8A-B zijn grafieken die de relatieve datawaarden tonen in een deel van één rij van de PAR-matrix en geven het probleem weer dat behoort bij patiëntbeweging. Fig. 8A 20 geeft de data weer die worden verzameld wanneer er geen patiëntbeweging is en fig. 8B geeft de data weer die worden verzameld wanneer er een zekere patiëntbeweging gedurende de scan is. In fig. 8A-B zijn verscherfde datapunten die corresponderen met waaierbundelprojectie-25 hoeken nabij nul, 180 en 360 graden getoond als driehoeken, cirkels en x'en respectievelijk. De kanalen, zoals verscherfd, worden opeenvolgend genummerd, zelfs hoewel de werkelijke detectoren die worden gebruikt om deze datawaarden te detecteren niet naast elkaar hoeven te 30 liggen (de kanalen 15 en 17 zijn bijvoorbeeld tegenoverliggende-naburige kanalen vanaf het kanaal 16).

In fig. 8A-B correspondeert het datapunt dat wordt getoond voor het kanaal nummer 21 (d.w.z. i=21) met een waaierbundelproj ectiehoek van exact 180 graden. De datapunten 35 die als cirkels zijn getoond aan de linkerzijde van het kanaal 21 corresponderen met waaierbundelprojeetiehoeken die enigszins groter zijn dan 180 graden (d.w.z. het 1005515 - 23 - kanaal 19 correspondeert met 180 plus de, en het kanaal 17 correspondeert met 180 plus 2d0) , en de datapunten die als cirkels zijn getoond aan de rechterzijde van het kanaal 21 corresponderen met waaierbundelprojectiehoeken die 5 enigszins minder zijn dan 180 graden. Het datapunt dat wordt getoond voor het kanaal 20 correspondeert met een waaierbundelprojectiehoek van exact 360 minus d0 graden, en de datapunten die als x'en zijn getoond aan de linkerzijde van het kanaal 20 corresponderen met de 10 waaierbundelprojectiehoeken die progressief minder zijn dan 360 graden. Evenzo correspondeert het datapunt dat wordt getoond voor kanaal nummer 22 met een waaierbundel-projectiehoek van exact nul graden en de datapunten die als driehoeken zijn getoond aan de rechterzijde van het 15 kanaal 22 corresponderen met de waaierbundelprojectiehoeken die progressief groter zijn dan nul graden.

Fig. 8A toont een voorbeeld van projeetiedata die worden verzameld wanneer er geen patiëntbeweging gedurende de scan is. De data die worden getoond in fig. 8A geven 20 een langzaam variërend dichtheidsprofiel van de patiënt weer. Fig. 8B toont een voorbeeld van de projeetiedata die worden verzameld wanneer er enige patiënt beweging is gedurende de scan. In het algemeen worden de datapunten die corresponderen met waaierbundelprojeetiehoeken nabij 25 nul graden verschoven vanaf de datapunten die corresponderen met waaierbundelprojectiehoeken nabij 180 graden. Evenzo zijn de datapunten die corresponderen met waaierbundelproj ectiehoeken nabij 180 graden verschoven vanaf de datapunten die corresponderen met waaierbundel-30 projeetiehoeken nabij 360 graden. Tenslotte zijn de

datapunten die corresponderen met waaierbundelprojeetiehoeken nabij nul graden hoogst waarschijnlijk meer significant verschoven vanaf de datapunten die corresponderen met waaierbundelprojeetiehoeken nabij 35 360 graden. Het beschouwen van de data zoals in fig. 8B

vereenvoudigt het begrijpen van de twee verschillende typen bewegingsartefacten. Het eerste heeft betrekking op 1005515 - 24 - de verschuiving tussen data die verzameld zijn bij elke twee waaierbundelprojectiehoeken die 180 graden van elkaar verschillen en een voorbeeld van dit type verschuiving is getoond in fig. 8B door de verschuiving tussen de data-5 punten in kanalen 34 en 35. Het tweede type heeft betrekking op de verschuiving tussen de data die zijn verzameld bij de begin- en eindhoeken en een voorbeeld van dit type verschuiving is getoond in fig. 8B door de verschuiving tussen de datapunten in de kanalen 20 en 22. 10 Zoals later in het hiernavolgende zal worden besproken, reduceert het bewegingscompensatiefilter 320 (getoond in fig. 3) op effectieve wijze artefacten van beide typen zonder op significante wijze de resolutie van de CT beelden te reduceren.

15 Wederom onder verwijzing naar fig. 3 vangt het bewegingscompensatiefilter 320 de parallelle bundel-signalen op uit de parallelle bundelomzetter 310 en wekt de bewegings-gecorrigeerde signalen op die op hun beurt worden aangelegd aan de ingang van de interpolatiefilter 20 340. Het bewegingscompensatiefilter 320 omvat bij voorkeur een hoog-doorlaatfilter 322, een laag-doorlaatfilter 324, een drempelomzetter 326, een wegingsfactorgenerator 328, een signaalvermenigvuldiger 330 en een signaalaftrekker 332. Zoals in meer detail hierna zal worden beschreven, 25 worden de parallelle bundelsignalen aangelegd aan het hoog-doorlaatfilter 322 en aan een positieve ingang van de aftrekker 332. Het hoog-doorlaatfilter 322 wekt een verzameling hoog-frequente signalen op uit en in responsie op de parallelle bundelsignalen. De hoog-frequente 30 signalen worden aangelegd aan de ingang van het laag-doorlaatf ilter 324, dat daaruit een verzameling laag-frequente signalen op. De laag-frequente signalen worden aangelegd aan drempelomzetter 326, die daaruit een verzameling overschrijdingssignalen opwekt. De over-35 schrijdingssignalen worden aangelegd aan een ingang van de signaalvermenigvuldiger 330, en de wegingsgenerator 328 wekt een verzameling parallelle bundelwegingsfactoren cp 1005515 - 25 - die worden aangelegd aan de andere ingang van de signaal-vermenigvuldiger 330. De signaalvermenigvuldiger 330 vermenigvuldigt de parallelle bundelwegingsfactoren met corresponderende overschrijdingssignalen om een 5 verzameling foutsignalen op te wekken die op hun beurt worden aangelegd aan een negatieve ingang van de aftrekker 332. De aftrekker 332 trekt de foutsignalen af van de corresponderende parallelle bundelsignalen om de bewegings-gecorrigeerde signalen voort te brengen.

10 Het hoog-doorlaatfilter 322 wekt bij voorkeur de hoog-frequente signalen op door parallelle bundelsignalen te vergelijken (of via een hoog-doorlaatfiltering) vanuit groepen centrale en tegenovergelegen-naburige detectoren. Onder verwijzing bijvoorbeeld naar fig. 8B kan een meting 15 van de hoog-frequente signalen worden voortgebracht door het vergelijken van de meting van het parallelle bundel-signaal in het centrale kanaal 16 (d.w.z. waaierbundel-projectiehoek nabij 360 graden) met de metingen van de parallelle bundelsignalen in tegenoverelkaarliggende-20 naburige kanalen 15 en 17 (d.w.z. waaierbundelprojectiehoek nabij 180 graden}. In het algemeen liggen, indien de patiënt niet beweegt gedurende de scan, de delen van de patiënt die worden gemeten door een centrale detector en de tegenoverelkaarliggende-naburige detectoren ervan naast 25 elkaar en overlappen elkaar gedeeltelijk. Wanneer derhalve de patiënt niet beweegt gedurende een scan zijn de signalen die worden vergeleken door het hoog-doorlaat-filter 322 om een hoog-frequente signaal op te wekken in het algemeen zeer gelijk aan elkaar. Wanneer echter een 30 patiënt beweegt gedurende een scan wordt het deel dat wordt gemeten door een centrale detector gesepareerd van de delen die worden gemeten door de tegenoverelkaar-1iggende-naburige detectoren in een mate die wordt bepaald door de beweging van de patiënt. Wanneer derhalve een 35 patiënt beweegt gedurende een scan kunnen de signalen die worden vergeleken door het hoog-doorlaatfilter 322 significant verschillend zijn. Het hoog-doorlaatfilter 322 1005515 - 26 - wordt bij voorkeur zodanig geconstrueerd dat deze gevoelig is voor verschillende signalen vanuit de centrale en de tegenoverelkaarliggende-naburige detectoren en de hoogfrequente signalen een indicatie zijn voor de beweging van 5 de patiënt. Elke groep van drie naburige datapunten in fig. 8A-B geven metingen weer uit een groep die één centrale detector en twee tegenoverelkaarliggende-naburige detectoren omvat. Het hoog-doorlaatfilter 322 vergelijkt bij voorkeur groepen van ten minste drie naburige 10 datapunten zodat het hoog-doorlaatfilter 322 gevoelig is voor een beweging van de patiënt.

Het hoog-doorlaatfilter 322 wekt bij voorkeur een matrix HF op van metingen van de hoog-frequente signalen, en elk element HF(i,9) van de HF-matrix is een meting van 15 het hoog-frequente signaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek gelijk aan Θ. In één voorkeursuitvoeringsvorm wekt het hoog-doorlaatfilter 322 elk element HF(i,0) op van de matrix HF volgens de formule die getoond is in de volgende vergelijking (5) voor alle 20 waarden van i en Θ, hoewel zoals deskundigen duidelijk zal zijn, andere filters ook kunnen worden gebruikt.

PAR (i-1,0) + PAR (i + 1, Θ) HF (i , Θ) =PAR (i , 0) - _ (5) 2 25 Zoals deskundigen duidelijk zal zijn, is de structuur van het hoog-doorlaatfilter 322 vereenvoudigd omdat de doorschietomzetter 314 de PAR-matrix zodanig heeft opgesteld dat elke drie naburige elementen in alle rijen van de PAR-matrix een groep vormen die metingen bevat uit 30 één centrale detector en twee tegenoverelkaarliggende-naburige detectoren.

Het laagdoorlaatfilter 324 (getoond in fig. 3) vangt de hoog-frequente signalen op en wekt daaruit de laag-frequente signalen op. Het laag-doorlaatfilter 324 wekt 35 bij voorkeur de laag-frequente signalen op door de hoog- 1005515 - 27 - frequente signalen over verscheidene kanalen aan een laag-doorlaatfiltering te onderwerpen. Daar het effect van beweging van de patiënt op de parallelle bundelsignalen betrekkelijk langzaam varieert over verscheidene kanalen, 5 verschaft het laag-doorlaatfilteren van de hoog-frequente signalen een verbeterde meting van de beweging van de patiënt.

Het laag-doorlaatfilter 324 van fig. 3 wekt bij voorkeur een matrix LF op van metingen van de laag-10 frequente signalen en elk element LF(i,0) van de LF-matrix is een meting van het laag-frequente signaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojeetiehoek gelijk aan Θ. In een voorkeursuitvoeringsvorm wekt het laag-doorlaatf ilter 324 elk element LF(i,0) op van de matrix LF 15 volgens de formule getoond in de volgende vergelijking (6) voor alle waarden van i en 0: LF (i , 0) =A0HF (i , 0) +A2 [HF (i-1,0) +HF (i + 1,0) ] - A2 [HF(i-2,0)+HF(i + 2) , Θ] (6) waarin Aq gelijk is aan een wegingsfactor van 0,3, Ai 20 gelijk is aan een wegingsfactor van -0,25, en A2 gelijk is aan een wegingsfactor van 0,1, hoewel zoals aan deskundigen duidelijk zal zijn andere waarden voor de wegingsfactoren A0, Ai en A2 evenals andere filters ook kunnen worden gebruikt. In de voorkeursuitvoeringsvorm is 25 Αχ een negatief getal en zijn Ao en A2 positieve getallen.

De reden hiervoor zal duidelijk zijn wanneer men vergelijking (5) beschouwt en de data die bij wijze van voorbeeld zijn getoond in fig. 8B. Indien de data die zijn getoond in fig. 8B worden gebruikt in vergelijking (5) zal 30 de meting van het hoog-frequente signaal voor het kanaal 13 bijvoorbeeld een positief getal zijn en zullen de corresponderende metingen van de hoog-frequente signalen voor de kanalen 12 en 14 beide negatieve getallen zijn. In het algemeen zullen de elementen HF(i,0) van teken 35 veranderen bij elke toename van i en derhalve moet om de 1005515 - 28 - hoog-frequente signalen over verscheidene kanalen op de juiste wijze te middelen, het teken van de constante Αχ tegengesteld zijn aan het teken van de constanten A0 en A2.

5 De laag-frequente signalen worden aangelegd aan de drempelomzetter 326 (getoond in fig. 3) die daaruit de overschrijdingssignalen opwekt. De drempelomzetter 326 wekt bij voorkeur de overschrijdingssignalen zodanig op dat elk overschrijdingssignaal weergeeft hoeveel groter of 10 kleiner het corresponderende laag-frequente signaal is dan een vooraf bepaalde drempelwaarde. De drempelomzetter 326 wekt bij voorkeur een matrix EX op van metingen van de overschrijdingssignalen, en elk element ΕΧ(ί,θ) van de EX-matrix is een meting van het overschrijdingssignaal in het 15 ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek gelijk aan Θ. In een voorkeursuitvoeringsvorm wekt de drempelomzetter 326 elk element EX(i,0) op van de matrixz EX volgens de formule die getoond is in de volgende verzameling van vergelijkingen (7) voor alle waarden van i 2 0 en Θ: I LF(if0) - THR, indien LF (i , (?) >THR EX (i, Θ) = { LF (i, Θ) +THR, indien LF(i,0)<-THR (7) I O, anders waarbij THR een vooraf gekozen positieve constante 25 drempelwaarde is. LF(i,0) kan positief of negatief zijn en ΕΧ(ί,θ) volgt steeds de polariteit van LF(i,0), en de grootte van ΕΧ(ί,θ) is evenveel minder dan die van LF(i,0) als de drempelconstante THR. Het gelijk stellen aan nul van de overschrijdingssignalen wanneer de grootte van de 30 corresponderende laag-frequente signalen minder is dan de drempel THR voorkomt dat het bewegingscompensatiefilter 320 kleine waarden van de laag-frequente signalen interpreteert als representatief voor de beweging van de patiënt. Dergelijke kleine waarden van het laag-frequente 35 signaal corresponderen met een normale dichtheidsvanatie van de patiënt zoals gezien over verscheidene kanalen. De 1005515 - 29 - drempel THR wordt derhalve bij voorkeur groter gekozen dan de laag-frequente signalen die normaliter worden voortgebracht bij afwezigheid van beweging van de patiënt, en klein genoeg om op effectieve wijze de bewegings-5 artefacten uit de CT beelden te verwijderen. Een voorkeurswaarde voor de drempel THR is 0,01, wanneer de relatieve maximum projectiewaarde van een patiënt (d.w.z. de maximum waarde van de projectiedatasignalen) op typerende wijze in het gebied van 5 tot 10 ligt. Wanneer 10 de grootte van een laag-frequent signaal de grootte van de drempel THR overschrijdt, wordt de grootte van het corresponderende overschrijdingssignaal gelijk gemaakt aan de waarde waarmee het laag-frequente signaal de drempel overschrij dt.

15 De overschri}dingssignalen worden vervolgens aangelegd aan een ingang van de vermenigvuldiger 330 en de wegingsfactoren van de parallelle bundel die wordt voort -gebracht door de wegingsgenerator 328 worden aangelegd aan de andere ingang van de vermenigvuldiger 330. De vermenig-20 vuldiger 330 wekt de foutsignalen op door elk van de overschrijdingssignalen te vermenigvuldigen met de corresponderende wegingsfactoren van de parallelle bundel. De wegingsgenerator 328 wekt bij voorkeur een matrix Wpb op van wegingsfactoren van de parallelle bundel en elk 25 element Wpb(i,0) van de Wpt>-matrix is een wegingsfactor voor het ide-kanaal en heeft een parallelle bundel-projectie gelijk aan Θ. De vermenigvuldiger 330 wekt bij voorkeur een matrix ERR op van metingen van de foutsignalen en elk element ERR(i,0) van de ERR-matrix is een 30 meting van een foutsignaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek gelijk aan Θ. De vermenigvuldiger 330 wekt bij voorkeur de elementen ERR(i,9) op volgens de formule getoond in de volgende vergelijking (8) voor alle waarden van ι en 0: 3 b ERR f i, 0) - [ kpb (i , 0) ] [EX (i , 0) ] ( 8 ) 1005515 - 30 -

De aftrekker 332 wekt vervolgens de bewegings-gecorrigeerde signalen op door de foutsignalen af te trekken van de corresponderende parallelle bundelsignalen. De aftrekker 332 wekt bij voorkeur een matrix MCS op van 5 metingen van de bewegings-gecorrigeerde signalen, en elk element MCS(i,0) van de MCS-matrix is een meting van het bewegings-gecorrigeerde signaal in het ide-kanaal voor een parallelle bundelprojectiehoek gelijk aan Θ. De aftrekker 332 wekt bij voorkeur de elementen MCS(i,0) op voor alle 10 waarden van i en 0 volgens de formule getoond in de volgende vergelijking (9): MCS (i , Θ) =PAR (i , Θ) -ERR (i,0) (~)

Men kan zich voorstellen dat de wegingsfactor-generator 32 8 een matrix Wfb Vo.n "waaierbundel" - 15 wegingsfactoren opwekt zodat elk element Wfb (0) een wegingsfactor is voor een waaierbundelprojectiehoek van Θ en vervolgens de waaierbundelmatrix Wfb omzet in de parallelle bundelmatrix Wpb. Hoewel de waarden van de wegingsfactoren Wpb van de parallelle bundel kanaal- 20 afhankelijk zijn, zijn de waarden van de wegingsfactoren Wfb van de waaierbundel kanaal-onafhankelijk en hangen slechts af van Θ. De wegingsfactorgenerator 328 wekt bij voorkeur de waaierbundel-gewichten zodanig op dat de formule in de volgende vergelijking (10) geldt voor alle 25 waarden van 0: l = Wfb(e) +Wfb(6+180) (10) waarbij Θ de waaierbundel-projectiehoek weergeeft. Voorts naderen de wegingsfactoren van de waaierbundel bij voorkeur een waarde 1 wanneer de waaierbundelprojectiehoek 30 nul graden en 360 graden nadert, en naderen de waaier-bundelgewichten bij voorkeur een waarde nul wanneer de waaierbundelprojectiehoek 180 nadert. De wegingsfactoren van de waaierbundel zijn ook bij voorkeur gelijk aan een half (0,5) voor het grootste deel van prcjectiehoeken 1005515 - 31 - tussen nul en 180 graden en tussen 180 en 360 graden. Fig. 9 is een grafiek van een voorkeursuitvoeringsvorm van wegingsfactoren van de waaierbundel en toont de waarde van de wegingsfactoren voor waaierbundelprojectiehoeken van 5 nul tot 360 graden. Bij voorkeur nemen de wegingsfactoren van de waaierbundel lineair af van een waarde één tot een waarde van een half (0,5) wanneer de waaierbundel-projectiehoek toeneemt van nul graden tot "breedte" graden. De wegingsfactoren van de waaierbundel blijven 10 vervolgens constant op een half (0,5) wanneer de waaierbundelprojeetiehoek toeneemt van "breedte"-graden tot "180 minus breedte"-graden. De wegingsfactoren van de waaierbundel nemen vervolgens lineair af van een half (0,5) tot nul wanneer de waaierbundelprojeetiehoek 15 toeneemt van "180 minus breedte"-graden tot 180 graden. De wegingsfactoren van de waaierbundel nemen vervolgens lineair toe van nul tot een half (0,5) wanneer de waaierbundelprojectiehoek toeneemt van 180 tot "180 plus breedte"-graden. De wegingsfactoren van de waaierbundel 20 blijven vervolgens constant op een half wanneer de waaierbundelprojeetiehoek toeneemt van "180 plus breedte"-graden tot "360 minus breedte"-graden. De wegingsfactoren van de waaierbundel nemen vervolgens lineair toe van een half tot één wanneer de waaierbundelprojectiehoek toeneemt 25 van "360 minus breedte"-graden tot 360 graden. De parameter "breedte" bepaalt bij welke waaierbundel-projeetiehoeken de waaierbundelgewichten divergeren vanaf een waarde van een half. Het te accepteren gebied van waarden voor deze parameter is tamelijk breed. Een 30 voorkeurswaarde voor "breedte" is 35 graden, hoewel zoals aan deskundigen duidelijk zal zijn andere "breedte"-waarden evenals andere functies van de wegingsfactoren van de waaierbundel ook bij de uitvinding kunnen worden gebruikt.

35 Zoals duidelijk zal zijn aan deskundigen kunnen de wegingsfactoren van de parallelle bundel worden opgewekt door het aanleggen van de wegingsfactoren van de waaier- 1005515 - 32 - bundel aan een omzetter gelijk aan de parallelle bundel-omzetter 310. Ook kan de wegingsfactorgenerator 328 direct de parallelle bundelgewichten opwekken door bijvoorbeeld deze in een geheugen op te slaan.

5 Indien de waaierbundelgewichten Wfb worden opgewekt volgens een functie (F (Θ) (d.w.z. Wfb(0) = F(0)), waarbij F (Θ) functioneel wordt beschreven bijvoorbeeld door de grafiek getoond in fig. 9, kunnen de parallelle bundelgewichten voor even kanalen worden opgewekt voor een 10 parallelle bundelhoek van Θ voor alle waarden van i en Θ volgens de volgende vergelijk (11):

Wpb(2i,0) =F([i-j}A0+e) (11) waarbij j het kanaalgetal is dat correspondeert met de detector die de centrumstraal vanuit het brandpunt door 15 het isocentrum snijdt. De wegingsfactor van de parallelle bundel voor even genummerde kanalen kan vervolgens worden opgewekt voor elke parallelle bundelhoek volgens de volgende vergelijk (12):

Wpb (2i , 0+kA0) =F ( [i -j] A0+(k-ke) 20 =F ([i + k-j] ΔΘ+Θ) (12) = Wpb(2 [i + k] ,0)

Evenzo kunnen de wegingsfactoren voor de parallelle bundel voor oneven genummerde kanalen worden opgewekt volgens de volgende vergelijking (13): 25 Wpb(2i,0+l,d)=F([N-l-i-j]Ae+frl8O) (13)

Vergelijk (13) kan worden vereenvoudigd door het definiëren van een andere functie (G(Θ) in termen van F (Θ) zoals getoond in de volgende vergelijking (14) G (0! =F ( ίΝ-1 ] A0¥18 0 - 0) 30 hetgeen geeft G ( [ i + j ] ) A0-0) =F ( [N-1 ] A0+(M-1QO - [ i + j ] ) Aü+O) (14) 1005515 - 33 -

Substitutie van G(0) in vergelijking (13) geeft een eenvoudige vorm voor de wegingsfactoren van de parallelle bundel voor oneven genummerde kanalen zoals getoond in de volgende vergelijking (15): 5 Wpb(2i + l,0)=G([i + j]Ae+e) (15)

De wegingsfactoren van de parallelle bundel voor oneven kanalen kunnen worden opgewekt voor elke parallelle bundelhoek volgens de volgende vergelijking (16): 10 Wpb (2i + l, O+kAO) =G ( [i+j] Ae+9¥kA0) (16) =G ([i + k+j ] Δ0+Θ) = Wpb (2 [i+k] +1, Θ)

De vergelijkingen (12) en (16) geven eenvoudige vormen 15 voor het opwekken van de wegingsfactoren van de parallelle bundel voor alle hoeken in termen van de functies F(Θ) en G (Θ) . De wegingsfactorgenerator 328 kan de wegingsfactoren van de parallelle bundel opwekken door de functies F (Θ) en G(0) in geheugens op te slaan. Zoals beschreven door 20 vergelijkingen (12) en (16) kunnen alle gewichten voor elk kanaal worden voortgebracht door te beginnen bij een geschikt startadres en vervolgens door de geheugens te scrollen. De wegingsfactoren voor kanaal twee kunnen bijvoorbeeld worden voortgebracht met gebruikmaking van 25 vergelijking (12) (daar twee even is) door eerst de functie F te berekenen met parameter i gelijk aan één en parameter k gelijk aan nul (voor Wpb (2,0)) en vervolgens k te laten toenemen om de wegingsfactoren voor alle andere hoeken voort te brengen.

30 Fig. 10 is een grafiek en toont het opwekken van de bewegings-gecorrigeerde signalen. In fig. 10 geven de x'en, cirkels en driehoeken hetzelfde datapunt weer als getoond in fig. 8B en alle datapunten met een waaierbundelprojectiehoek nabij 180 graden (d.w.z. de 35 cirkels) zijn getoond en verbonden door de lijn 1000. In 1005515 - 34 - fig. 10 geven de pijlen de grootte en het teken weer van de foutsignalen die worden afgetrokken van de parallelle bundelsignalen om de bewegings-gecorrigeerde signalen op te wekken. Derhalve zijn, zoals weergegeven voor de meeste 5 data in elke parallelle bundelprojectie, de gewichten gelijk aan een half (d.w.z. voor alle waaierbundelprojectiehoeken die "ver" van de begin- en eindprojeetiehoeken zijn en ook ver zijn van de tussenprojectiehoek van 180 graden). Zoals men kan zien 10 uit vergelijkingen (8) en (9) wordt, wanneer de wegingsfactoren gelijk zijn aan een half, de mate van correctie gelijkelijk verdeeld tussen datapunten uit waaierbundelprojectiehoeken die met 180 graden gesepareerd zijn. Dit wordt weergegeven in fig. 10 door de kanalen 34 15 en 35. De meting van het bewegings-gecorrigeerde signaal voor het kanaal 34 wordt voortgebracht door het laten afnemen van de meting van het parallelle bundelsignaal voor het kanaal 34 en de meting van het bewegings-gecorrigeerde signaal voor het kanaal 35 wordt 20 voortgebracht door het laten toenemen van de meting van het parallelle bundelsignaal voor het kanaal 35. Met andere woorden, de metingen van de bewegings-gecorrigeerde signalen voor de kanalen 34 en 35 worden voortgebracht door het verschuiven van de metingen van de 25 projectiedatasignalen voor deze kanalen naar elkaar zoals aangegeven door pijlen 1010, 1012. Daar de wegingsfactoren voor de kanalen 34 en 35 beide gelijk zijn (aan een half), is de afmeting van de pijlen 1010, 1012 ruwweg gelijk en de mate van correctie die wordt toegepast op deze 30 datapunten wordt gelijkelijk gesplitst tussen de kanalen.

Omgekeerd, wanneer de waaierbundelprojectiehoek nabij nul, 180 of 360 graden is, zijn de wegingsfactoren niet gelijk aan een half en de mate van correctie wordt niet gelijkelijk gesplitst tussen naburige kanalen. Dit wordt 35 weergegeven in fig. 10 door kanalen 24 en 25. De wegingsfactor van de parallelle bundel voor het kanaal 24 ligt dichtbij één en de wegingsfactor van de parallelle bundel 1005515 - 35 - voor het kanaal 25 ligt dichtbij nul, zodat in deze kanalen het grootste deel van de correctie wordt toegepast op de data in kanaal 24 (zoals weergegeven door een betrekkelijk grote pijl 1014) en slechts een betrekkelijk 5 kleine correctie wordt toegepast op de data in kanaal 25 (zoals weergegeven door een betrekkelijk kleine pijl 1016). Wanneer de waaierbundelprojectiehoek 180 graden nadert, nemen de corresponderende wegingsfactoren lineair af tot nul, zodat geen correctie wordt toegepast op de 10 data vanaf 180 graden. Evenzo naderen, wanneer de waaierbundelprojectiehoek tot nul of 360 graden nadert, de wegingsfactoren lineair tot één, zodat de gehele correctie wordt toegepast op de data vanaf deze hoeken. Door de wegingsfactoren op deze wijze te variëren, verschaft het 15 bewegingscompensatiefilter 320 een compensatie voor beide typen bewegingsartefacten, en behandelt artefacten van het tweede type als een gegeneraliseerd geval van artefacten van het eerste type.

Zoals duidelijk zal zijn aan deskundigen, is fig. 10 20 niet op schaal getekend en wordt slechts voor illustratieve doeleinden weergegeven. In fig. 10 worden bijvoorbeeld de wegingsfactoren weergegeven als afnemende van een waarde van één bij het kanaal 22 tot een waarde van een half bij het kanaal 34. In voorkeursuitvoerings-25 vormen zijn er veel meer kanalen nodig om de gewichten te laten afnemen van één tot een half, zodat, indien het gewicht één was voor het kanaal 22, het gewicht niet kan zijn afgenomen tot een waarde van een half tot ongeveer kanaal 80. Dit geldt natuurlijk ook voor het aantal 30 kanalen dat nodig is om de gewichten van een half tot nul te laten veranderen.

Zo compenseert het bewegingscompensatiefilter 320 (getoond in fig. 3) voor bewegingsartefacten door het reduceren van de verschuiving tussen parallelle bundel-35 signalen in naburige kanalen (zoals getoond in fig. 10). Wanneer de waaierbundelprojectiehoek nabij nul, 180 en 360 graden is, wordt het grootste deel of de gehele 1005515 - 36 - correctie toegepast op één kanaal (d.w.z. de verschuiving wordt gereduceerd door het verschuiven van de nul gradendata naar de 180 graden data en door het verschuiven van 360 graden data naar de 180 graden data en de 180 graden 5 data worden niet verschoven of worden slechts licht verschoven). Voor andere waaierbundelprojectiehoeken, splitst het filter 320 de correctie tussen naburige kanalen (d.w.z. het filter 320 reduceert de verschuiving door het verschuiven van de data van tegengestelde 10 waaierbundelprojectiehoeken naar elkaar).

Terwijl aan de wegingsfactoren van de waaierbundel als functie van de kanaalpositie zoals getoond in fig. 9 de voorkeur wordt gegeven, kunnen andere wegingsfactor-functies worden gebruikt volgens de uitvinding. Zolang de 15 wegingsfactoren voldoen aan de formule die getoond is in vergelijking (10) zullen bewegingsartefacten van het eerste type worden gecorrigeerd. Zoals in het extreme geval waarbij de wegingsfactoren voor een waaierbundel-projeetiehoek van 0 gelijk zijn aan één en de wegings-20 factor voor een waaierbundelprojectiehoek van Θ plus 180 graden gelijk is aan nul, zal het bewegingsartefact worden gecorrigeerd. Het gereconstrueerde CT beeld zal echter meer overeenkomst vertonen met de patiënt zoals deze is geplaatst gedurende de projecties met wegings-25 factoren nul. Bewegingsartefacten van het tweede type worden gecorrigeerd door het geleidelijk variëren van de wegingsfactoren van één tot nul wanneer de waaierbundel-projeetiehoek van nul tot 180 graden gaat, en door het geleidelijk variëren van de wegingsfactoren van nul tot 30 één wanneer de waaierbundelprojectiehoek van 180 graden tot 360 graden gaat. Terwijl fig. 9 wegingsfactoren weergeeft als stuksgewijs lineaire functie, zal het duidelijk zijn aan deskundigen dat andere functies zoals niet-lineaire functies ook kunnen worden gebruikt voor de 35 wegingsfactoren.

Het bewegingsartefactfiiter 74 is rot dusverre besproken in samenhang met het feit dat de beginprojectie- 1005515 - 37 - hoek gelijk is aan nul graden (d.w.z. de eerste projectie wordt opgewekt bij een waaierbundelprojectiehoek van nul graden) en dat de eindprojectiehoek gelijk is aan 360 graden. Aan deskundige zal duidelijk zijn dat 5 oriëntatie van nul graden een willekeurige afspraak is en dat de eerste projectie niet hoeft te worden opgewekt bij nul graden. In dit geval is de beginprojeetiehoek de hoek waarbij de eerste projectie wordt voortgebracht en de eindprojectiehoek is 360 graden verwijderd van de 10 beginhoek in het geval van een 360 graden scan en de wegingsfactoren worden zodanig voortgebracht dat zij één naderen wanneer de waaierbundelprojectiehoek de begin- en eindprojectiehoeken nadert en de wegingsfactoren naderen tot nul wanneer de waaierbundelprojectiehoek een 15 tussenhoek nadert die 180 graden verwijderd is van de beginhoek. Verder zal duidelijk zijn aan deskundigen dat, daar de begin- en eindprojectiehoeken zijn gesepareerd met 360 graden voor een scan van 360 graden, het naderen van de eindprojectiehoek equivalent is aan het naderen van de 20 beginprojectiehoek. Wanneer de beginprojectiehoek niet gelijk is aan nul graden, kunnen de waaierbundelgewichten worden voortgebracht door het verschuiven van de curve, getoond in fig. 9, met een waarde die gelijk is aan de beginprojectiehoek.

25 Wegens de niet -lineaire aard van het bewegings- artefactfilter 74 en in het bijzonder de drempelomzetter 326, reduceert het filter 74 de aanwezigheid van bewegingsartefacten zonder de resolutie van de CT beelden te laten afnemen. De resolutie kan afnemen in gebieden 30 dichtbij de beweging van de patiënt, maar de resolutie wordt behouden in andere gebieden (zo kan bijvoorbeeld in een CT beeld van een borstholte, de resolutie van een kloppend hart afnemen te wijten aan de beweging van het hart, maar de resolutie in andere gebieden van het CT 35 beeld zal behouden blijven). Daar voorts de drempelomzetter 326 de overschrijdingssignalen gelijk aan nul maakt, wanneer de grootte van de laag-frequente signalen 1005515 - 38 - de drempelwaarde niet overschrijdt, past bij afwezigheid van patiëntbeweging gedurende een scan, het filter 320 geen correctie toe op de projectiedata. Derhalve beïnvloedt het filter 320 niet het CT beeld bij afwezig-5 heid van patiëntbeweging gedurende een scan. Dit is in tegenstelling tot de bewegingsartefactfilters volgens de stand van de techniek die de resolutie van CT beelden reduceren door laag-doorlaatfiltering van de projectiedata ongeacht of er een patiëntbeweging gedurende een scan is 10 geweest.

Het bewegingsartefactfilter 74 is beschreven als nuttig voor het onderdrukken van bewegingsartefacten. Het bewegingsartefactfilter 74 is echter werkelijk nuttig voor het onderdrukken van artefacten die worden veroorzaakt 15 door een bron die de neiging heeft om een amplitudediscrepantie op te wekken tussen tegenover elkaar gelegen projectie-aanzichten (d.w.z. projecties die 180 graden gesepareerd zijn). Indien bijvoorbeeld de intensiteit van de waaierbundel 52 (getoond in fig. 2) 20 niet uniform is, kunnen projecties uit tegenovergelegen projectiehoeken amplitudediscrepanties bevatten zelfs bij afwezigheid van patiëntbeweging. Dergelijke discrepanties hebben de neiging om artefacten in de CT beelden op te wekken en het filter 74 onderdrukt op effectieve wijze 25 dergelijke artefacten.

Fig. 11 is een CT beeld dat is gereconstrueerd met gebruikmaking van dezelfde data die werden gebruikt om het CT beeld, getoond in fig. 1, te reconstrueren. In fig. 11 evenwel werden de projectiedatasignalen eerst verwerkt met 30 gebruikmaking van het bewegingsartefactfilter 74. Voor het opwekken van dit beeld maakt het bewegingsartefactfilter 74 gebruikt van een drempel van 0,01. Het beeld dat is getoond in fig. 11, heeft veel minder bewegingsartefacten dan het beeld dat is getoond in fig. 1 en heeft een hogere 35 helderheid.

Het bewegingsartefactfilter 74 is besproken in samenhang met het gebruik in een CT stelsel voor het 1005515 - 39 - opwekken van de bewegings-gecorrigeerde signalen uit de projectiedatasignalen die worden verschaft vanuit het projectiefilter 72. CT stelsels die zijn vervaardigd volgens de uitvinding, kunnen echter vele verschillende 5 typen filtering toepassen op de projectiedatasignalen alvorens een CT beeld te reconstrueren. Fig. 12 is een blokschema van het signaalverwerkingsdeel van een voorkeurs-CT-stelsel 1200 dat is vervaardigd volgens de uitvinding. Het stelsel 1200 omvat behalve het 10 bewegingscompensatiefilter 320 een ringonderdrukkings-filter 1210 en een "streak"-onderdrukkingsfilter 1212, en een interpolatiefilter 340 is aangebracht tussen het "streak"-onderdrukkingsfilter 1212 en de terugprojector 72 in plaats van als deel van het 15 bewegingsartefactfilter zoals getoond in fig. 3. Elk onderdrukt andere type artefacten uit de voortgebrachte CT beelden. In de voorkeursuitvoeringsvorm van het stelsel 1200, worden de projectiedatasignalen die worden voortgebracht door het projectiefilter 72 20 aangelegd aan de parallelle bundelomzetter 310 die de parallelle bundelsignalen opwekt. De parallelle bundei-signalen worden aangelegd aan het ringonderdrukkings-filter 1210 dat een stel ring-gecompenseerde signalen voortbrengt. De ring-gecompenseerde signalen worden 25 aangelegd aan het bewegingscompensatiefilter 320, dat daaruit de bewegings-gecorrigeerde signalen voortbrengt. De bewegings-gecorrigeerde signalen worden vervolgens aangelegd aan het "streak"-onderdrukkingsfilter 1212 dat 1005515 - 40 - een stel "streak"-gecompenseerde signalen voortbrengt. De "streak"-gecompenseerde signalen worden vervolgens aangelegd aan het terugprojectorfilter 76 via het interpolatiefilter 340, dat daaruit de gereconstrueerde CT 5 beelden voortbrengt.

In andere uitvoeringsvormen van het stelsel 1200 kunnen één of twee van de ringonderdrukkings-, bewegings-compensatie- en "streak"-onderdrukkingsfilters worden weggelaten. De voorkeursuitvoeringsvorm van het stelsel 10 1200 omvat echter alle drie filters 1210, 320, 1212. In nog een andere uitvoeringsvormen kunnen het ringonder-drukkingsfilter 1210 en/of het "streak"-onderdrukkings-filter 1212 gekoppeld zijn tussen het projectiefilter 72 en de parallelle bundelomzetter 310 in plaats van tussen 15 de parallelle bundelomzetter 310 en de terugprojector 76.

Zoals duidelijk zal zijn aan deskundigen zijn er vele verschillende manieren om het bewegingsartefactfilter 74 te implementeren. Elk van de componenten van het bewegingsartefactfilter 74 kan bijvoorbeeld worden 20 geïmplementeerd met gebruikmaking van discrete componenten of ook kunnen één of meer van de componenten in het filter 74 worden geïmplementeerd als software die loopt op een digitale computer zoals een matrixprocessor. Hoewel het filter 74 is beschreven als digitaal stelsel, waarin elk 25 van de signalen werd gesampeld (bijvoorbeeld werden de projectiedatasignalen gesampeld om een matrix PDS te vormen) zal voorts aan deskundigen duidelijk zijn dat het filter 74 ook kan worden geïmplementeerd als analoog filter met gebruikmaking van componenten die de signalen 30 niet sampelen en in plaats daarvan deze als continue signalen verwerken. Voorts kan de parallelle bundelomzetter 310 de parallelle bundelsignalen opwekken en opslaan of kan in andere uitvoeringsvormen de parallelle bundelomzetter 310 zijn weggelaten uit het filter 74. In 35 dergelijke uitvoeringsvormen kan het filter 74 functioneren alsof de parallelle bundelomzetter 310 aanwezig was eenvoudig door toegang te krijgen tot de 1005515 - 41 - projectiedatasignalen in de volgorde die de parallelle bundelomzetter 310 zou hebben verschaft.

Het bovengenoemde bewegingsartefactonderdrukkings-filter is derhalve van nut bij het onderdrukken vanuit een 5 gereconstrueerd CT beeld van bewegingsartefacten van het eerste en tweede type zoals in het bovenstaande beschreven evenals van sommige artefacten die te wijten zijn aan intensiteitsvariaties die optreden gedurende een CT scan.

Daar bepaalde veranderingen in de bovengenoemde 10 inrichting kunnen worden aangebracht zonder de beschermingsomvang van de uitvinding te boven te gaan, is het de bedoeling dat alle materie die is bevat in de bovenstaande beschrijving of getoond is in de begeleidende tekening moet worden geïnterpreteerd als illustratief en 15 niet in beperkende zin.

1005515

Claims (34)

1C? US MS - 42 -CONCLUSIES

1. W(0) +W (0+180°) waarbij Θ de projectiehoek is.

1. Gecomputeriseerd tomografie(CT)stelsel voor het voortbrengen van een beeld van een deel van een object dat is geplaatst binnen een beeldvormingsveld waarbij het stelsel aftastorganen omvat voor het voortbrengen van data 5 uit een aantal projecties bij een corresponderend aantal projectiehoeken van een scan, omvattende projectiehoeken die 180 N graden apart liggen, waarbij N één of meer gehele getallen is om te voorzien in ten minste paren van tegenoverliggende projecties, waarbij het stelsel is 10 voorzien van een artefactonderdrukkingsfilter, omvattende: vergelijkingsorganen voor het vergelijken voor elk van de paren van tegenoverliggende projecties van de data uit tegenoverliggende projecties om te bepalen of artefactfouten bestaan tussen de twee projecties van elk 15 paar en voor het verschaffen van een indicatie indien de vergelijking een verschil aanduidt tussen de genoemde data boven een vooraf bepaalde grootte; en organen voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties indien de 20 vergelijkingsorganen aanduiden dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte is om te compenseren voor dergelijke artefactfouten.

2. Stelsel volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data geen instelling 25 voor de data maken indien het verschil tussen de data beneden de vooraf bepaalde grootte is.

3. Stelsel volgens conclusie 1 of 2, met het kenmerk, dat de aftastorganen organen omvatten voor het vóórtbrengen van een aantal signalen die een representatie zijn 30 voor een corresponderend aantal parallelle stralen die worden geprojecteerd door het beeldvormingsveld voor elk van de projecties, waarbij de parallelle stralen van tegenoverliggende projecties zijn aangebracht langs banen 1005515 - 43 - hetzij identiek aan hetzij verplaatst ten opzichte van elkaar.

4. Stelsel volgens conclusie 3, met het kenmerk, dat de parallelle stralen van tegenoverliggende projecties zijn 5 aangebracht langs banen die ten opzichte van elkaar verplaatst zijn zodat ze verscherfd ("interleaved") zijn om een aantal centrale stralen voort te brengen voor elke projectie met corresponderende tegenoverliggende-naburige stralen van de tegenoverliggende projectie grenzend aan de 10 respectieve centrale straal, waarbij de vergelijkings-organen organen omvatten voor het vergelijken van het signaal voor elke centrale straal voor elke projectie met corresponderende signalen voor de tegenoverliggende-naburige stralen van de tegenoverliggende projectie en 15 organen voor het verschaffen van een indicatie indien de vergelijking een verschil aanduidt tussen de signalen boven een vooraf bepaalde grootte.

5. Stelsel volgens conclusie 3, met het kenmerk, dat de vergelijkingsorganen organen omvatten voor het vergelijken 20 van het signaal voor elke centrale straal voor elke projectie met corresponderende signalen voor de tegenoverliggende-naburige stralen van de tegenoverliggende projectie en organen voor het bepalen van het verschil tussen het signaal voor elke centrale straal voor elke 25 projectie en de corresponderende signalen voor de tegenoverliggende-naburige stralen en dat het orgaan voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvat voor het bepalen of de verschillen een bepaalde drempel over-30 schrijden.

6. Stelsel volgens conclusie 5, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het corrigeren van de data van de tegenoverliggende 35 projecties, wanneer de verschillen de vooraf bepaalde drempel overschrijden. 1005515 - 44 -

7. Stelsel volgens één der conclusies 1-6, met het kenmerk, dat de scan wordt gekarakteriseerd door een beginprojeetiehoek en een eindprojectiehoek, waarbij de organen voor het instellen van de data voor ten minste één 5 van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het instellen van de data met een grootte als functie van de projeetiehoek van de scan met betrekking tot de begin-en eindprojectiehoeken van de scan, wanneer de ver-gelijkingsorganen aanduiden dat het verschil tussen de 10 data boven de vooraf bepaalde grootte ligt om te compenseren voor dergelijke artefactfouten.

8. Stelsel volgens conclusie 7, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor 15 het instellen van de data met een grootte als functie van de projeetiehoek van de scan met betrekking tot de begin-en eindprojectiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkingsorganen aangeven dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte ligt om te 20 compenseren voor dergelijke artefactfouten om te voorzien in een grotere instelling van de data voor projeetiehoeken nabij en bij de begin- en eindprojectiehoeken dan voor projectiehoeken daartussen om te voorzien in compensatie voor beweging van het object tussen de tijd van de 25 beginprojectiehoek en de tijd van de eindprojectiehoek.

9. Stelsel volgens conclusie 8, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het instellen van de data met een grootte als functie van 30 de projeetiehoek van de scan met betrekking tot de begin-en eindprojectiehoeken van de scan, wanneer de vergeli jkingsorganen aangeven dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte ligt om te compenseren voor dergelijke artefactfouten om te voorzien in een 35 kleinere instelling van de data voor projectiehoeken die in wezen half tussen de begin- en eindprojectiehoeken 1005515 - 45 - liggen om compensatie bij dergelijk projectiehoeken te minimaliseren.

10. Stelsel volgens conclusie 7, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data met een grootte als 5 functie van de projectiehoek van de scan met betrekking tot de begin- en eindprojectiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkingsorganen aangeven dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte liggen om te compenseren voor dergelijke artefactfouten, een niet-10 lineaire gewichtsfunctie bevatten om te voorzien in een grotere weging van de verschillen tussen de data bij de begin- en eindprojectiehoeken en een kleinere weging van de verschillen tussen de data bij de projectiehoeken daartussen.

11. Stelsel volgens conclusie 10, met het kenmerk, dat de niet-lineaire gewichtsfunctie wordt bepaald als:

12. Stelsel volgens conclusie 11, met het kenmerk, dat

13. Stelsel volgens conclusie 12, met het kenmerk, dat W(Θ) gelijk is aan nul wanneer Θ gelijk is aan de beginhoek plus 180 graden.

14. Stelsel volgens één der conclusies 1-14, met het kenmerk, dat W(9) gelijk is aan een half voor het grootste gedeelte van de waarden van Θ tussen de begin- en eind-hoeken.

15. Stelsel volgens één der conclusies 1-14, met het 30 kenmerk, dat de scanorganen omvatten (a) organen voor het scannen van het object met een waaierbundel om waaierbundel-projectiedata voort te brengen voor elk van de projectiehoeken en (b) organen voor het omzetten van de waaierbundel-projectiedata in parallelle projectiedata 35 voor elk van de projectiehoeken, en waarbij de vergelijkingsorganen organen omvatten voor het vergelijken voor elk van de paren van tegenoverliggende 1005515 - 46 - projecties van de parallelle projectiedata uit tegenoverliggende projecties om te bepalen of artefactfouten bestaan tussen de twee projecties van elk paar en om te voorzien in een indicatie indien de vergelijking een 5 verschil aangeeft tussen de parallelle projectiedata boven een vooraf bepaalde grootte; en organen voor het instellen van de parallelle projectiedata voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties indien de vergelijkingsorganen aangeven dat het 10 verschil tussen de parallelle projectiedata boven de vooraf bepaalde grootte liggen om te compenseren voor dergelijke artefactfouten.

16. Stelsel volgens conclusie 15, met het kenmerk, dat de scan wordt gekarakteriseerd door een beginprojectiehoek en 15 een eindprojectiehoek, en dat de organen voor het instellen van de parallelle projectiedata voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het instellen van de data met een grootte als functie van de projectiehoek van de scan met betrekking tot de 20 begin- en eindprojeetiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkingsorganen aangeven dat het verschil tussen de parallelle projectiedata boven de vooraf bepaalde grootte liggen om te compenseren voor dergelijke artefactfouten.

17. Stelsel volgens conclusie 16, met het kenmerk, dat de 25 organen voor het instellen van de parallelle projectiedata voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het instellen van de parallelle projectiedata met een grootte als functie van de projectiehoek van de scan met betrekking tot de begin- en 30 eindprojeetiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkings-organen aangeven dat het verschil tussen de parallelle projectiedata boven de vooraf bepaalde grootte liggen om te compenseren voor dergelijke artefactfouten om te voorzien in een grotere instelling van de parallelle 35 projectiedata voor projeetiehoeken nabij en bij de begin-en eindprojeetiehoeken dan voor projeetiehoeken daartussen om te voorzien in compensatie voor beweging van het object 1005515 - 47 - tussen de tijd van de beginprojectiehoek en de tijd van de eindprojectiehoek.

18. Stelsel volgens conclusie 17, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de parallelle projectiedata 5 voor ten minste één van de tegenoverliggende projecties organen omvatten voor het instellen van de parallelle projectiedata met een grootte als functie van de projeetiehoek van de scan met betrekking tot de begin- en eindprojeetiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkings-10 organen aangeven dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte ligt om te compenseren voor dergelijke artefactfouten om te voorzien in een kleinere instelling van de parallelle projectiedata voor projeetiehoeken die in wezen halfweg tussen de begin- en 15 eindprojeetiehoeken zijn gelegen om compensatie bij dergelijk projectiehoeken te minimaliseren.

19. Stelsel volgens conclusie 18, met het kenmerk, dat de organen voor het instellen van de data met een grootte als functie van de projeetiehoek van de scan met betrekking 20 tot de begin- en eindprojeetiehoeken van de scan, wanneer de vergelijkingsorganen aangeven dat het verschil tussen de data boven de vooraf bepaalde grootte liggen om te compenseren voor dergelijke artefactfouten, een niet-lineaire wegingsfunctie bevatten om te voorzien in een 25 grotere weging van de verschillen tussen de data bij de begin- en eindprojectiehoeken en een kleinere weging van de verschillen tussen de data bij de projectiehoeken daartussen.

20. Stelsel volgens conclusie 19, met het kenmerk, dat de 30 niet-lineaire wegingsfunctie wordt bepaald als: i = w (Θ) +w(e+i80°) waarbij Θ de projectiehoek is.

20 W(0) gelijk aan één is wanneer Θ gelijk is aan de beginhoek en wanneer Θ gelijk is aan de eindhoek.

21. Stelsel volgens één der conclusies 1-20, waarbij het stelsel scanorganen bevat voor het voortbrengen van een 35 aantal projecties bij een corresponderend aantal projectiehoeken, waarbij elk van de projecties een aantal projectiedatasignaalmetingen omvat die respectievelijk de 1005515 - 48 - dichtheid van de massa weergeven die een corresponderend ruimtevolume gedurende de meettijd, verbonden met de projectie, in beslag neemt, met het kenmerk, dat het stelsel is voorzien van een 5 artefactonderdrukkingsfilter, omvattende: (A) hoog-doorlaatfilterorganen die een responsie geven op een aantal projectiedatasignaalmetingen voor het voortbrengen van een aantal hoog-frequente signaalmetingen, waarbij elk van de hoog-frequente 10 signaalmetingen een functie is van een groep van de projectiedatasignaalmetingen, terwijl elke groep van de projectiedatasignaalmetingen een eerste meting en een tweede meting omvat, waarbij het volume dat verbonden is met de eerste meting het dichtst bij het volume is dat 15 verbonden is met de tweede meting, waarbij de eerste meting wordt voortgebracht bij een eerste projectiehoek en de tweede meting wordt voortgebracht bij een tweede projectiehoek, en (B) correctie-organen voor het voortbrengen van een 20 aantal correctiesignaalmetingen, waarbij elke correctie- signaalmeting een bijbehorende projectiedatasignaalmeting heeft en een bijbehorende hoog-frequente signaalmeting, waarbij elke correctiesignaalmeting wordt voortgebracht door het verschuiven van de bijbehorende projectie-25 datasignaalmeting met een deel van de bijbehorende hoogfrequente signaalmeting waarbij het deel toeneemt wanneer de projectiehoek die correspondeert met de bijbehorende projectiedatasignaalmeting een beginhoek nadert en waarbij het deel afneemt wanneer de corresponderende projectiehoek 30 een tussenhoek nadert.

22. Stelsel volgens conclusie 21, met het kenmerk, dat de beginhoek wordt gescheiden van de tussenhoek met in wezen 180 graden.

23. Stelsel volgens conclusie 21, met het kenmerk, dat de 35 beginhoek in wezen nul graden is en dat de tussenhoek in wezen 180 graden is. - 49 -

24. Stelsel volgens conclusie 21, met het kenmerk, dat elke groep van projectiedatasignaalmetingen voorts omvat een derde meting, waarbij het volume dat verbonden is met de derde meting het dichtst bij het volume ligt dat 5 verbonden is met de eerste meting, en waarbij het volume dat verbonden is met de eerste meting ligt tussen de volumes die zijn verbonden met de tweede en derde metingen.

25. Stelsel volgens conclusie 24, met het kenmerk, dat de 10 hoog-doorlaatfilterorganen elke hoog-frequente signaalmeting voortbrengen zodat elke hoog-frequente signaalmeting gelijk is aan de eerste meting in de groep ervan minus een gemiddelde van de tweede en derde metingen in de groep ervan.

26. Stelsel volgens conclusie 24, met het kenmerk, dat in elke groep van projectiedatasignaalmetingen de projectiehoek die correspondeert met de eerste meting ongeveer 180 graden verwijderd is van de projeetiehoeken die corresponderen met de tweede en derde metingen.

27. Stelsel volgens conclusie 21, met het kenmerk, dat voorts aanwezig is een laag-doorlaatfilterorgaan voor het voortbrengen van een aantal laag-frequente signaal-metingen, waarbij elke laag-frequente signaalmeting wordt voortgebracht door laag-doorlaatfiltering van een groep 25 van de hoog-frequente signaalmetingen.

28. Stelsel volgens conclusie 27, met het kenmerk, dat voorts drempelorganen aanwezig zijn die een responsie geven op een aantal laag-frequente signaalmetingen voor het voortbrengen van een aantal extra signaalmetingen, 30 waarbij elk van de extra signaalmetingen verbonden is met één van de laag-frequente signaalmetingen, terwijl elke extra signaalmeting een representatie is voor een verschil tussen de bijbehorende laag-frequente signaalmeting en een drempel.

29. Stelsel volgens conclusie 28, met het kenmerk, dat elk van de extra signaalmetingen een representatie is van 1005515 - 50 - nul, indien de grootte van de bijbehorende laag-frequente signaalmeting minder is dan een grootte van de drempel.

30. Stelsel volgens conclusie 29, met het kenmerk, dat elk van de extra signaalmetingen een representatie is voor 5 de bijbehorende laag-frequente signaalmeting minus de drempel, wanneer de grootte van de bijbehorende laag-frequente signaalmeting de grootte van de drempel overschrijdt .

31. Stelsel volgens conclusie 28, met het kenmerk, dat 10 voorts aanwezig zijn organen voor het voortbrengen van een aantal wegingsfactoren, waarbij elk van de wegingsfactoren is verbonden met één van de projectiedatasignaalmetingen, waarbij de wegingsfactoren toenemen wanneer de projectiehoeken die corresponderen met de bijbehorende 15 projectiedatasignaalmetingen de beginhoek naderen, en waarbij de wegingsfactoren afnemen wanneer de projectiehoeken die corresponderen met de bijbehorende projectiedatasignaalmetingen de tussenhoek naderen.

32. Stelsel volgens conclusie 31, met het kenmerk, dat 20 voorts vermenigvuldigingsorganen aanwezig zijn voor het voortbrengen van een aantal foutsignaalmetingen, waarbij elke foutsignaalmeting correspondeert met één van de projectiedatasignaalmetingen, terwijl elke foutsignaalmeting wordt voortgebracht door het vermenigvuldigen van 25 één van de de extra signalen en de wegingsfactor die verbonden is met de corresponderende projectiedata-signaalmeting.

33. Stelsel volgens conclusie 32, met het kenmerk, dat voorts aftrekorganen aanwezig zijn voor het voortbrengen 30 van een aantal bewegingscorrectiesignaalmetingen, waarbij elke bewegingscorrectiesignaalmeting wordt voortgebracht door het aftrekken van één van de foutsignaalmetingen van de corresponderende projectiedatasignaalmeting.

34. Stelsel volgens conclusie 21, met het kenmerk, dat 35 elk van de projecties een parallelle bundelprojeetie is. 1 00551 5