CN105361900A - 静态实时ct成像***及其成像控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种静态实时CT成像***，包括环形光子计数探测器、环形扫描X射线源和扫描时序控制器。其中，在扫描时序控制器的控制下，环形扫描X射线源发射窄束X射线，透过被测物体后投照到对应的环形光子计数探测器上。环形光子计数探测器将相应的曝光信息通过扫描主机和主控制单元送入CT主机及人机交互单元，在CT主机及人机交互单元中完成图像重建。本发明通过电子控制依次切换X射线投照位置，使扫描速度提高数十倍，可以获得动态三维立体图像；采用光子计数探测器，可以获得吸收数据和能量数据，并由此实现实时数据重建；采用窄束X射线，可以在传统CT成像***的十分之一剂量下获得优质的图像，避免患者过量辐射。

Description

静态实时CT成像***及其成像控制方法
技术领域
本发明涉及一种CT成像***，尤其涉及一种利用环形扫描X射线源和环形光子计数探测器实现静态采集方式的实时CT成像***，同时也涉及基于该CT成像***实现实时成像的方法，属于医疗影像技术领域。
背景技术
CT(ComputedTomography)是电子计算机断层扫描技术的简称。它的成像原理是这样的：利用X射线束与灵敏度极高的X射线探测器围绕人体的某一部位进行逐层的断面扫描，由X射线探测器上的闪烁材料接收透过该层面的X射线，转变为可见光后，由光电转换器转变为电信号，放大后再经模拟/数字转换转为数字信号，输入计算机进行处理。在计算机中，将选定层面分成若干个体积相同的立方体，称之为体素(Voxel)。逐层断面扫描所得到的信息经计算后，获得每个体素的X射线衰减系数或吸收系数，再排列成矩阵，即体素数字矩阵。将体素数字矩阵中的数字信息转为由黑到白不等灰度的小方块，在二维投影上称为像素(Pixel)，按照断层方式排列即构成CT图像。
现有的医用CT成像***诞生于1972年，其发明者获得了诺贝尔奖。在40余年的应用实践中，其技术得到不断发展及提升(具体可以参见图1，其中A所示为第一代CT，B为第二代CT，C为采用扇束探测器和射线源机械旋转的第三代CT，D为X射线球管及发生器机械旋转运动的***CT，E为电子束旋转的第五代CT，F为采用窄束X射线顺序并行发射的本静态实时CT成像***)。例如，早期的CT成像***由单光子计数探测器和窄束射线源组成，采用平行束进行多个角度的平行扫描获得重建前的数据，再经过拉东变换(RadonTransform)等重建算法恢复出三维立体数据。这种CT成像***的缺点是X射线的利用率很低，扫描时间长，重建的图像质量较差。后来，出现了采用旋转扫描方式的扇束CT成像***。如图2所示，该扇束CT成像***由多个排列成弧形的X射线探测器和具有大扇角发散的X射线源构成，可以一次包络人体的全部范围，通过一次360度的扫描就可以完成一个层面的三维重建，大大加快了成像速度。近年来，进一步出现了采用锥束扫描方式的CT成像***。该锥束CT成像***使用面阵探测器代替线阵探测器，使用锥束扫描代替扇束扫描，因此X射线利用率更高，需要的扫描时间更短，并能获得各向均匀、高精度的空间分辨率。但是，锥束CT成像***在成像时的散射线很严重，较小的像素难以带来扇束CT成像***相同的信号噪声比，这些也是目前难以提高图像质量的主要瓶颈，目前仅仅在较小的身体部位得到较好的应用。
随着X射线探测器制造技术的不断提升，在一个较大扇角的范围内集成大量的X射线探测器单元构成多排CT探测器，可以在一次旋转采集中获得64排～320排甚至更多的数据。为了获得更多的物体吸收特性信息，CT成像***还采用了具有多个能级的X射线源来获取人体组织对不同能级X射线吸收的数据，从而获得具有能量标定的CT图像。但是，现有的CT成像***仍然存在成像速度不够快、存在运动伪影等问题。例如在医学临床工作中，期待能在一个旋转周期内获得完整的心脏重建图像，这就需要将CT旋转速度提升到每秒2圈甚至更快。由于X射线源和X射线探测器需要设置在高速旋转机架上，工作时以每秒旋转2圈甚至更快速度运行，X射线源、高压发生器等部分需要承受较大的离心力，成为现有制造技术难以突破的瓶颈。
在公开号为CN102793554A的中国专利申请中，德国西门子公司提出了一种具有两个角度错开布置的探测器的双源CT***。其中，第一探测器具有一组积分探测器元件，而第二探测器具有另一组计数探测器元件。一方面，参见图3A和图3B，在测量X射线强度的时候，是对探测器高速旋转下进行一个微小段位移的时间间隔里，所接收到的电信号经放大的积累作为这个角度下的信号数据。探测器的像素处于高速旋转的状态，其信号是在一微小段位移路程上的信号积分，空间分辨能力也因此遇到瓶颈，而且与旋转速度形成矛盾体。旋转速度越快，像素在单位时间内的位移就越大，造成不同位置上的信号重叠串扰程度(即运动拖尾)也越严重。另一方面，探测器的层数在不断增加，X射线管发射的X射线束也越来越宽，宽束X射线的散射线也会越严重，由此造成图像模糊。加之双源CT***需要分两次或者同时照射人体，人体接受的辐射剂量也越来越高，已经远远超过人体一年允许的最大安全剂量。
另外，上述技术方案以及当前常用的扇束多排螺旋CT所使用的X射线探测器主要是基于能量积分的工作模式。这种X射线探测器不能分辨每个X光子的能谱，因此也损失了能谱信息，而后者对于临床图像判读是尤为重要的。
发明内容
针对现有技术的不足，本发明所要解决的首要技术问题在于提供一种静态实时CT成像***。
本发明所要解决的另一个技术问题在于提供一种基于该CT成像***实现实时成像的方法。
为实现上述发明目的，本发明采用下述的技术方案：
一种静态实时CT成像***，包括床控单元、CT主机及人机交互单元、电源控制单元、高压控制单元、主控制单元和扫描主机，所述扫描主机中包括平行设置的环形扫描X射线源和环形光子计数探测器；
所述环形扫描X射线源由紧密排列成环形的多个扫描X射线源组成，所述环形光子计数探测器由紧密排列成环形的多个光子计数探测器模组组成；
各所述扫描X射线源轮流发射窄束X射线，透过被测物体后投照到对应的光子计数探测器模组上，所述光子计数探测器模组将相应的曝光信息通过所述扫描主机和所述主控制单元送入所述CT主机及人机交互单元，在所述CT主机及人机交互单元中完成图像的实时重建和可视化再现。
其中较优地，所述主控制单元中具有扫描时序控制器，不同区域内的单个或者多个所述扫描X射线源在所述扫描时序控制器的控制下同时或分时工作。
其中较优地，在所述扫描时序控制器的控制下，所述扫描X射线源逐点或者隔点、逐行或者隔行发射窄束X射线。
其中较优地，所述光子计数探测器模组由多个光子计数探测器单元构成，所述光子计数探测器单元由排列成矩形的多个光子计数探测器构成，背面通过引线连接所述扫描主机中的多路光子计数探测器采集电路。
其中较优地，不同区域内的单个或者多个所述光子计数探测器模组在扫描时序控制器的控制下同时或分时工作，接收逐点或者隔点、逐行或者隔行发射的窄束X射线。
其中较优地，每个光子计数探测器模组有独立的数据采集模块和数据传输通道，并以GHz或THz的频率进行数据传输。
其中较优地，所述扫描X射线源的每个准直孔与所述光子计数探测器模组一一对应，且每个所述准直孔发出的窄束X射线正好落入所对应的所述光子计数探测器模组的采集范围内，所述窄束X射线的投影与所述光子计数探测器模组的物理尺寸相适应。
其中较优地，所述扫描主机进一步包括高速栅极控制器、行场偏转控制器、光子计数探测器控制器、多路光子计数探测器采集电路、多路数据传输通道和数据预处理模块；
所述光子计数探测器模组对采集到的数据做初步整合后输入多路光子计数探测器采集电路，多路数据传输通道接收多路光子计数探测器采集电路传送来的数据，并发送给数据预处理模块。
其中较优地，所述CT主机及人机交互单元包括实时重建***及主控制计算机，所述实时重建***及主控制计算机与主控制单元中的多模式扫描时序单元相连接；
所述扫描时序控制器与所述多模式扫描时序单元相连接，并且分别与所述行场偏转控制器、所述光子计数探测器控制器相连接。
其中较优地，数据预处理模块处理来自多路数据传输通道所传输过来的数据，将数据进行数据帧的整合和重排后按照帧排列方式传递给主控制单元中的高速数据传输通道，通过所述高速数据传输通道将数据传递给实时重建***及主控制计算机。
其中较优地，所述高压控制单元中的高压直流发生器与所述高速栅极控制器相连接，所述高速栅极控制器与所述扫描X射线源的栅控阴极相连接，由栅控阴极的电压决定是否使电子枪发射电子束；所述电子束在所述行场偏转控制器和偏转线圈的磁场引导下使行进路线得到控制，并最终轰击阳极靶面产生窄束X射线。
其中较优地，所述光子计数探测器由积分式探测器替代。
其中较优地，所述环形扫描X射线源由多焦点环形X射线管替代。
一种静态实时CT成像控制方法，基于上述的静态实时CT成像***实现，包括如下步骤：
由扫描时序控制器控制不同空间位置的光子计数探测器模组以及与之对应的窄束X射线源以不同的扫描时序进行工作；
所述扫描X射线源按照预定的发射时序发射窄束X射线，相对应的所述光子计数探测器模组采集所述窄束X射线透过被测物体后在光子计数探测器模组上的曝光信息。
其中较优地，所述扫描X射线源的发射时序包括逐点逐行、隔点逐行、隔点隔行中的任意一种。
与现有技术相比较，本发明具有如下的技术特点：
1.将传统的机械旋转采集方式改变为静态采集方式，通过控制扫描X射线源依次切换投照位置，可以等效为快速旋转扫描的数据采集，大幅提高扫描速度；
2.避免机械旋转所带来的离心力的影响，机械制造难度大大降低，可以降低高速旋转时信号拖尾效应及重叠串扰程度；
3.可以实现分区采集数据，显著地提升成像精度和速度，使患者在更安全的剂量下进行更加精确的诊断；
4.可以实现能谱信号采集，对每个单光子的能谱进行测量；可以获得被检测物体的物质构成信息，推测被检测物质的原子序数；
5.由于采用了窄束X射线投照到较小的光子计数探测器面积上，可以大幅度地降低散射线对信号的干扰，在较低的剂量下获得较高的信号噪声比，是一种低剂量成像的高效解决方案。
附图说明
图1是现有技术中的前五代CT成像***与本静态实时CT成像***的结构对比示意图；
图2是一种典型的扇束CT成像***的结构示意图；
图3A和图3B是CT成像***在高速旋转时，产生运动拖尾的示意图；
图4是本发明中，环形扫描X射线源和环形光子计数探测器的结构关系示意图；
图5是本发明中，环形扫描X射线源的结构示意图；
图6是本发明中，单个扫描X射线源的内部结构示意图；
图7是本发明中，单个扫描X射线源的区域排列和扫描顺序示意图；
图8是本发明中，环形X射线管的结构示意图；
图9是本发明中，环形光子计数探测器的结构示意图；
图10是本发明中，光子计数探测器模组的结构示意图；
图11是本发明中，光子计数探测器单元的结构示意图；
图12本发明中，静态实时CT成像***扫描环的结构示意图；
图13是本发明中，静态实时CT成像***的结构框图；
图14是本发明中，静态实时CT成像***实现数据并行处理的流程图；
图15是本发明中，数据处理流程及数据重建过程的示意图；
图16是本发明中，可视化图像处理器实现数据处理的示意图；
图17是本发明中，窄束X射线束进行扫描的覆盖过程示意图；
图18是本发明中，窄束X射线束进行分时并行扫描的覆盖过程示意图；
图19是X射线束的投影面积与散射线分布的关系示意图；
图20A、图20B和图20C分别是本发明中，扫描时序控制器所产生的多种时序示意图；
图21A、图21B、图21C和图21D分别是本发明中，各种扫描时序及速率计算的示意图。
具体实施方式
下面结合附图和具体实施例对本发明的技术内容作进一步的详细说明。
如图4所示，本发明所提供的静态实时CT成像***主要包括平行设置的环形扫描X射线源和环形光子计数探测器。环形扫描X射线源与环形光子计数探测器(下文中有进一步说明)并不在同一个平面上，但所在的平面彼此平行。它们的环形结构之间呈同心圆的关系，即分别穿过两个环形结构圆心的法线彼此重合。这种结构设计可以避免扫描X射线源指向光子计数探测器的X射线束被重叠结构所阻挡，并且每一个扫描X射线源发出的窄束X射线投影于一个光子计数探测器模组。为保证平行设置的扫描X射线源能够准确地指向对应的光子计数探测器，扫描X射线源和/或光子计数探测器具有一定的倾斜角度。具体角度的选择是本领域技术人员都能掌握的常规技术手段，在此就不详细说明了。
图5所示是环形扫描X射线源的具体结构。其中，该环形扫描X射线源由多个扫描X射线源构成，多个扫描X射线源相互紧密排列成环形，形成一个环形结构。在本发明中，环形扫描X射线源由传统的单焦点X射线源变为多焦点X射线源，由传统的宽束X射线变为窄束X射线。单个扫描X射线源具有足够多的X射线发射焦点。每个扫描X射线源的准直孔分别指向由多个光子计数探测器模组排列构成的环形光子计数探测器。各个扫描X射线源以较窄的X射线束分别指向各个光子计数探测器模组，并且可以按照复杂的时序安排进行发射。
图6显示了单个扫描X射线源的基本结构，其包括电子枪、聚焦阳极、加速阳极、偏转线圈、高压阳极、金属铍窗和真空腔和准直孔。其中，每个电子枪由灯丝、栅控阴极和焦点阴极等结构组成。灯丝、栅控阴极、聚焦阳极、加速阳极和高压阳极(例如钨靶)等设置在真空腔内，以保证电子束的飞行轨迹都在真空腔内部完成。该扫描X射线源的工作过程是这样的：首先由灯丝将焦点阴极加热，阴极受热后发出自由电子，当栅控阴极电压高于焦点阴极电压时允许电子通过，当栅控阴极电压低于焦点阴极电压时阻止电子通过。当栅控阴极的正偏压导通时，电子通过聚焦阳极，聚焦阳极调整电子的聚焦程度。加速阳极对聚焦后的电子进行加速，偏转线圈对加速后的电子束进行方向调整。该偏转线圈包括行偏转线圈和列偏转线圈，从而调整电子束在X方向与Y方向上的方向，最终，电子束轰击到高压阳极的靶面。该高压阳极由钨或者其它高原子序数金属材料制成，当电子束轰击到高压阳极上的金属材料时，电子会突然减速，由此可以产生X射线。X射线再通过金属铍窗进入准直孔，准直孔对X射线束进行约束调整，形成非常细的窄束X射线并投向光子计数探测器。在每个电子枪上，准直孔的数量为M列N行，其中M、N均为正整数。
图7所示是单个扫描X射线源的区域排列和扫描顺序示意图。在本发明中，每个扫描X射线源对应多个光子计数探测器模组。其中，每一个扫描X射线源上分为多个区域，每个光子计数探测器模组也包括多个光子计数探测器单元。在扫描X射线源的每个区域内，所有焦点准直方向都指向同一个光子计数探测器模组。例如图7中的扫描X射线源的区域A指向光子计数探测器模组A，区域B指向光子计数探测器模组B……依此类推。扫描X射线源可以在扫描时序控制器的命令下进行逐点或者隔点发射，也可以逐行或者隔行工作。当一个扫描X射线源的一个区域中的多焦点X射线束轮替投照到特定的光子计数探测器模组时，这一组多焦点X射线束在该光子计数探测器模组上相应得到多组投影数据。通过这些投影数据的处理即可完成在这个窄射束区域内的立体重建。当多个扫描X射线源的多个区域并行向对应的光子计数探测器模组进行投照时，这些光子计数探测器模组也可以并行获得多组投影数据，并同时获得更多的窄束立体重建。分布在圆周的所有光子计数探测器模组都可以在一个短时间周期内(称为帧周期)完成所对应扫描X射线源焦点发射的投影射线束的采集和重建，所以当一个帧周期完成后，所有的光子计数探测器模组并行完成了相应区域的窄束重建，这些窄束重建的累加等于一个完整体块的扫描和重建。从理论上可以得出，当所有扫描探测器并行工作，每个光子探测器模组也并行采集，一个帧周期的时间可以缩短到与一个扫描射线源区域焦点发射需要的时间，也就是在十几或数十毫秒即可完成一个帧周期。
本发明所提供的扫描X射线源也可以由多焦点环形X射线管替代。如图8所示，该环形X射线管由多个灯丝排列而成，其中多个阴极彼此相连形成一个环形(即环形阴极)，多个灯丝设置在环形阴极的外侧。在环形阴极的内侧设置有多个控制栅极，与灯丝一一对应，多个控制栅极也依次排列形成一个环形，与阴极所形成的环形为同心圆。在环形栅极的内部继续设置环形的阳极靶面，与阴极所形成的环形也为同心圆。当控制栅极的偏压为负时，阴极电子不会流向阳极靶面；当控制栅极的偏压为正时，阴极电子会在电场的作用下以很高的速度流向阳极靶面，当电子轰击阳极靶面时，将在阳极靶面形成指向光子计数探测器单元的窄束X射线。
为了精确采集上述环形扫描X射线源的曝光信息，本发明还提供了一种环形光子计数探测器。图9所示是环形光子计数探测器的基本结构。该环形光子计数探测器由多个光子计数探测器模组构成，多个控制器模组彼此连接形成一个环形。每个光子计数探测器模组又由多个光子计数探测器单元构成。光子计数探测器模组可以与对应的扫描X射线源同步工作，也可以根据扫描时序控制器的命令与对应的扫描X射线源轮替工作。在本发明中，所采用的光子计数探测器单元具有很高的单光子X射线脉冲信号检出灵敏度，可以对单光子X射线脉冲实现事件检出、计数、能量鉴别，同时降低了电子电路噪声对信号采集的影响。每个光子计数探测器模组具有独立的数据采集模块和数据传输通道，在模组内部可以进行数据的初步处理和重排，并可以进行窄束X射线的数据重建。每个光子计数探测器单元在光子计数探测器模组的数据采集模块和数据传输通道的统一管理下并行对X射线束进行单光子探测，并将数据汇集到光子计数探测器模组。所有经过数据采集模块重排或简单重建的数据再通过数据传输通道传输到数据预处理器上。来自所有数据采集模块的数据以及在数据采集模块上经过重排或简单重建的数据都会在数据预处理器中实时重建成数据帧，然后再发送到主处理器。在上述数据传输过程中，经过数据预处理器预处理后的数据通过数据传输通道向主处理器传输，通常以GHz或THz频率进行高速数据传输，因此需要多路并行的光纤传输通道或GigaE网线与之配合。
在本发明中，环形光子计数探测器可以将0～360°的圆周分割成多个区域，通过时序控制分别对这些区域同步进行数据采集，从而大大提高一个圆周截面上所有信号的采集速度，使实时图像重建成为可能。因此，本发明从根本上克服了由于机械旋转特性的要求，传统CT成像***需要按照旋转的顺序从投影角度为0°一直到投影角度360°的顺序获得采集数据的缺点。本发明无论采集速度提升到什么程度，每个光子计数探测器单元所对应的采集范围都是恒定的，并且与物理尺寸相对应。另外，本静态实时CT成像***采集数据的顺序不一定要按照0～360°的顺序进行，可以根据实际需要来编辑多样的数据采集方案，更好地满足临床使用要求。特别是对于部分区域投影的采集密度可以与非重要区域投影的采集密度不同，这样在节省X射线剂量的同时可以保证重要细节的数据完整性。
图10所示为单个光子计数探测器模组的结构图。每个光子计数探测器模组由多个光子计数探测器单元构成，每个光子计数探测器单元由X光子灵敏材料(碲锌镉、单晶硅、砷化镓、非晶硒等)和与之绑定在一起的模拟数字混合集成电路构成。模拟数字混合集成电路由CMOS器件等制成。图11显示了光子计数探测器单元的基本结构，其由PCB子板、光子计数IC、X光子探测层构成，PCB子板上面带有连接引脚，方便更换维修。光子计数IC间存在硅基板过孔，探测层像素电极与光子计数IC通过微球体进行绑定。光子探测层由碲锌镉单晶硅、砷化镓、非晶硒等光子灵敏材料制成。每个光子计数探测器单元所对应的采集范围都是恒定的，并且与物理尺寸相对应，对固定位置上的信号进行精确采集，这样就可以避免传统CT成像***由于旋转速度的提升而单位时间内位移范围过大，出现运动拖尾现象的问题。
每个光子计数探测器单元由M个行和N个列组成，因此具有M*N个像素(与准直孔的分布方式相对应)，其中M、N均为正整数。每个像素都具有完整的事件检出、信号放大、能量鉴别、光子计数等功能。因此，光子计数探测器不仅具有能量分辨能力，并且有更高的时间分辨能力。每个像素的尺寸可以设计在1～1000um之间，像素越小，空间分辨能力越高，同时单位面积上的数据量越大(相应的代价是数据采集和重建速度的下降)。在本发明的一个实施例中，光子计数探测器单元优选采用330*330um的像素，这样可以满足全身扫描和局部器官(例如冠状动脉)的精确扫描要求。采用光子计数探测器单元，可以同时获得吸收信号强度数据和能量分布数据。其中，吸收信号强度的数据可以重建出按照CT值灰度维度的三维立体图像及其各种可视化效果，而能量分布数据可以逆向推测每个体素位置上物质的原子序数，形成能谱维度的分辨能力和图像调色板。
在上述环形扫描X射线源和环形光子计数探测器的基础上，本发明进一步提供了一种静态实时CT成像***。图12显示了该静态实时CT成像***的具体结构，其主要包括由多个扫描X射线源组成的环形扫描X射线源和多个光子计数探测器模组组成的环形光子计数探测器。由于在本静态实时CT成像***中没有旋转部件，可以实现高速X射线束的旋转扫描，在扫描过程中所有的X射线发射焦点和光子计数探测器的位置都是固定的，从根本上消除了运动伪影和拖尾现象。另外，窄束X射线的分时发射可以进一步降低散射线影响，并可以实现能量分辨采集和高速实时重建。
图13所示是本静态实时CT成像***的机械结构，具体包括床控单元、CT主机及人机交互单元、电源控制单元、高压控制单元、主控制单元和扫描主机。其中，扫描主机除了平行设置的环形扫描X射线源和环形光子计数探测器之外，还包括高速栅极控制器、行场偏转控制器、光子计数探测器控制器、多路光子计数探测器采集电路、多路数据传输通道和数据预处理模块。主控制单元包括扫描时序控制器、多模式扫描时序单元和高速数据传输通道。CT主机及人机交互单元包括实时重建***及主控制计算机(CT主机)、可视化图像处理器、显示器、实时重建显示器和多模态显示器。床控单元包括扫描床运动控制模块。高压控制单元包括高压直流发生器。
高压直流发生器与阳极钨靶相连接。高压直流发生器产生高压直流电信号传输给扫描X射线源的阳极钨靶，使其在电子枪的焦点阴极和阳极钨靶之间形成高压电势。高速栅极控制器与扫描X射线源的栅控阴极相连接，由栅控阴极的电压决定是否使电子枪发射电子束。后者在行场偏转控制器和偏转线圈的磁场引导下使行进路线得到控制，并最终轰击阳极钨靶产生窄束X射线。实时重建***及主控制计算机与多模式扫描时序单元相连接，扫描时序控制器与多模式扫描时序单元相连接，并且分别与行场偏转控制器、光子计数探测器控制器相连接。本发明中的扫描时序控制器与现有CRT显示器中的扫描时序控制电路类似，不同之处在于增加了栅极控制设计，从而可以实现分时扫描并减少散热，形成时间很短(一般在0.1～20微秒之间)的高压脉冲，获得高品质的窄束X线。行场偏转控制器与扫描X射线源的偏转线圈相连接；光子计数探测器控制器分别与每个光子计数探测器模组相连接。光子计数探测器控制器还与多路光子计数探测器采集电路相连接，光子计数探测器模组对采集到的数据做初步整合后输入多路光子计数探测器采集电路。多路数据传输通道接收多路光子计数探测器采集电路传送来的数据，并发送给数据预处理模块。数据预处理模块处理来自多路数据传输通道所传输过来的数据，将数据进行数据帧的整合和重排后按照帧排列方式传递给高速数据传输通道，通过高速数据传输通道将数据传递给实时重建***及主控制计算机。扫描床运动控制模块与主控制单元的多模式扫描时序单元相连接。实时重建***及主控制计算机利用数据进行图像重建，并将重建的图像由可视化图像处理器传递给显示器、实时重建显示器和多模态显示器进行显示。
图14所示是扫描主机、主控制单元、CT主机所构成的数据并行处理流程图。扫描主机由多组光子计数探测器模组、多组扫描X射线源、高速栅极控制器、行场偏转控制器、光子探测器控制器、多路探测器采集电路、多组数据采集通道和数据预处理模块构成。每个光子计数探测器模组又由多个光子计数探测器单元构成。前已述及，主控制单元包括扫描时序控制器以及高速数据传输通道等。CT主机由主控制计算机、实时重建***、可视化处理器构成。主控制计算机的数据处理功能由进行数据并行重建的主处理器和存储体素数据的存储装置完成。扫描主机内包括多个光子计数探测器模组01～XX(XX为正整数，下同)，每个光子计数探测器模组又包含多个光子计数探测器单元，例如光子计数探测器模组01包括光子计数探测器单元01～XX。在本发明的一个优选实施例中，每个光子计数探测器模组由4*8＝32个光子计数探测器单元构成，每个光子计数探测器单元由32*32个光子计数探测器像素构成。每个像素的尺寸为400*400um。每个光子计数探测器模组的外形尺寸为51.2mm*102.4mm。环形光子计数探测器共有50个光子计数探测器模组构成，形成的环形光子计数探测器直径约800mm，宽度为102.4mm。数据采集通道有多条，每条数据采集通道对应一个或者多个光子计数探测器模组。多个光子计数探测器模组01～XX采集的数据通过数据采集通道01～XX传输至扫描主机中的数据预处理模块。数据预处理模块由GPU、ASIC或者DSP构成，将由数据采集通道传输来的原始像素曝光信息或者已经经过数据重排、数据校正之后的数据进行帧数据预处理，形成帧数据块，再通过主控制单元中的高速数据并行传输通道传输至CT主机的并行重建模块。并行重建模块由多个并行GPU构成，也可以通过专用ASIC构成，重建模块将上传的帧或块数据重建成体块数据，由于上述过程都是多路并行处理，重建速度可以满足实时可视化显示的要求。
如图15所示，采集控制器在扫描时序控制器的控制下，通过采集命令通道向各个光子计数探测器模组发送命令，进行像素曝光信息采集。其中，独立设置的采集命令通道为多通道宽数位总线，以保证所有的采集模块并行同步收到采集命令，确保所采集到的帧数据为同一个帧周期的数据；所采集到的像素曝光信息数据首先在光子计数探测器单元级别将像素信息整合，再由光子计数探测器模组对光子计数探测器单元的数据进行二次整合和处理，包括数据拼接和模组级别的像素数据校正，最终完成整合或初步重建的窄束X射线数据由光子计数探测器模组通过并行光纤数据传输通道传送到数据预处理器。数据预处理器首先将来自不同光子计数探测器模组的窄束X射线数据进行帧数据预处理，包括帧数据重排、帧数据校正、帧数据缓冲以及帧数据实时输出等。实时输出的帧数据传至实时重建***及主控制计算机。其中，数据预处理器的主要任务是将来自多个光子计数探测器模组的数据整理成完整的数据帧和数据块，按照帧和块的格式向主控制计算机发送。这里所说的数据帧是指覆盖完整360°范围的数据层，数据块是指多个上述的数据层构成的数组。这种数据预处理机制的目的是将一部分数据处理任务在传输到计算机之前事先完成初步的处理，它将控制器编辑的各种采集顺序所获得的数据编译成帧和块的数据格式，以标准的帧和块的数据结构交给主控制计算机进行处理。有时我们也可以将一部分对帧和块数据的预处理功能放在数据预处理器内部完成，或者将这部分数据处理放在传输到主控制计算机后，由主控制计算机完成。这部分预处理包括但不限于对单个像素的偏差校正、硬化校正、帧数据的平场校正、帧数据或块数据的几何校正、时间漂移校正、能量校正、散射线抑制等。
现有技术中的多排螺旋CT由于X射线源需要持续旋转，在旋转过程中，需要通过滑环接触方式或者无线传输方式将数据传送的计算机。与现有的多排螺旋CT相比，本静态实时CT成像***采用速度和可靠性更好的光纤实现并行传输数据，传输数据流量增大，数据信号可靠性提高，***结构更清晰合理，产品的可靠性和一致性更好。这样可以有效保证三维重建算法的实时性。
如图16所示，并行重建模块将重建完成的体素数据传至可视化图像处理器，通过多种成熟的可视化算法向观察者提供各种视图的数据，包括但不限于实时投影二维图、实时3D彩色渲染图、内窥镜模拟图、表面渲染图、实时多窗口灰度吸收图、实时能量调色板图和实时DSA(DigitalSubtractionAngiography，数字减影)图。一般地，提供可视化图像的速度可以达到每秒钟25个帧或块，理论上可以达到每秒1024帧(即1024fps)或块以上的重建速度，完全可以满足人眼对动态图像观察的需要，极大提高了本静态实时CT成像***应用在介入治疗手术中的可能性。
图17所示为环形扫描X射线源中的几个扫描X射线源发出指向光子计数探测器模组的窄束X射线。该窄束X射线穿过人体后，在与X射线源相对的光子计数探测器模组上形成X射线的投影。这些投影数据可以用来重建人体的三维图像。
如图18所示，分时控制一组扫描X射线源和与该扫描X射线源相对应的光子计数探测器模组，按照一定的顺序发射窄束X射线，控制与扫描X射线源相对应的光子计数探测器模组，分别采集相对应的窄束X射线透过人体后在光子计数探测器模组上的曝光信息。多个窄束X射线可以构成一组扇束X射线，完成对被检测人体的覆盖。在扫描时序控制器控制下，每个窄束X射线可以分时发射。这种窄束X射线依次轮替曝光的方式可以大幅度降低散射线对成像的影响，相比传统的扇束CT成像***具有更高的信噪比和更高的高频空间分辨率。
扫描时序控制器可以控制不同空间位置的光子计数探测器以及与之对应的窄束X射线源以不同的顺序工作，并能形成多种不同的射束投射流程，形成高速的窄射束旋转模式、高速的扇束旋转模式、分区并行旋转模式、以及非旋转的其它扫描时序控制模式。这些不同的扫描时序控制模式可以帮助本静态实时CT成像***完成高速扫描、高精度扫描、低散射扫描或者其他不同类型扫描的复合模式。
在申请号为200910022100.3的中国专利文献中，公开了散射射线分布可以近似认为服从正态分布。对于一维的情况，一条窄束X射线穿过被投照物体后，在x方向各位置上的射线(包括直射线和散射射线)强度分布可用如式(1)所示：
f ( x ) = 1 2 π σ exp ( - ( x - μ ) 2 2 σ 2 ) - - - ( 1 )
其中，σ表示被投照物体的特性，大小由其密度及厚度决定，u表示窄束X射线在x方向的位置。
参见图19，来自焦点的直射X射线投照到光子计数探测器模组时，会形成散射射线，形成射线分布图。其中，中心位置的黑色块为中心射线投影区，它作为信号采集区用来采集来自焦点的直射射线；中心位置周围圆形所代表的区域为散射射线分布区域，散射射线主要分布在该区域。为保证采集图像的质量，需要对散射射线进行一定的处理。
通过控制扫描X射线源和光子计数探测器的工作时序，采用按照一定时序扫描的扫描X射线源和可以控制采集位置的光子计数探测器，确保在某一个瞬间只有一个足够小的区域得到X射线的曝光，并且只有这个区域的光子计数探测器的像素处于采集状态，而其它光子计数探测器的像素区域处于不响应状态。这样，散射射线对有效的采集区域的贡献将大大减小。理论上，当射线仅仅指向单一像素，而仅有这个单一像素处于采集状态时，散射射线的贡献将趋近于零。
通过上述原理可知：采集区域面积越小，散射射线的贡献率也越小。在满足在每一个时刻只有单一像素或者很小的区域对指向性X射线进行采集，而其它区域并不进行X射线的采集的条件下，其它方向X射线发生的散射影响到有效采集像素的散射成分几乎为零，所以有效采集区域的像素或单一有效像素所采集到的信号将完全来自直射射线。
基于上述原理，本发明提供了以下4种扫描时序控制模式以及对应于这几种时序控制模式的扫描控制方式，具体可以参见图20A～图20C以及图21A～图21D。在下列的具体实施例中，假定其中的每个环形扫描X射线源的单个区域有4*8(行*列)个准直孔，所有这4*8个准直孔都瞄准一个特定的光子计数探测器模组。实际应用可以有多种扫描X射线源的准直孔设计，例如64*256个准直孔可以实现高密度窄束叠加曝光，获得更高的空间分辨率，但是这样需要牺牲一定的速度。
参见图20A，在第一种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在高速扫描模式下，此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下，分时控制16个扫描X射线源中的右边8个工作，每个工作的扫描X射线源采用逐点逐行的发射时序，同时控制相对应的光子计数探测器像素采集每一次每一个准直孔发出的窄束X射线的曝光信息。最后的扫描结果参见图20A的下半部分。对于一个每层256点共64层的扫描X射线源单元矩阵来说(即64*256个准直孔)，若扫描频率为25KHz(在实际应用中，扫描频率可以设置在10～200KHz范围内)，那么每层的扫描时间为256*(1/25000)＝0.01024，扫描速度为25000/256＝97.6fps(framespersecond，每秒帧数)，也就是说在0.01024秒内完成了256个窄束射线的曝光和采集(256/25000＝0.01024)，扫描完64层的单元矩阵的时间为(256*64)/25000＝0.65536秒，即64层扫描所需的时间为0.01024秒*64＝0.65536秒。这个时间段内并行完成了8组扫描X射线源的完整曝光，另外8组扫描X射线源也需要同样的时间完成所有曝光，所以一个完整体块的扫描时间为0.65536*2＝1.31072秒。完整体块的扫描速度为1/1.31072＝0.7629vps(Volumepersecond，每秒处理的体块数)。这里所说的体块是指一个三维数据块(DataBlock)，每一个体块由许多体素(Voxel)构成。
这种扫描方式与当前的64排扇束CT的扫描速度等效，但是具有更高的信噪比，更低的旋转拖尾效应，更低的X射线剂量和更清晰的图像质量。如果采用4*8组的准直孔，则扫描速度可以比64*256组的准直孔提高512倍，完成一个完整体块扫描的时间为1.31072/512＝0.00256秒，每秒可以处理390个完整体块。在这种扫描方式仍然可以等效64排扇束CT在4次飞焦点扫描条件下的空间覆盖密度，但是扫描速度大幅度提升。如果将探测器的密度进一步提高，将可以获得更高的空间分辨能力和等效的扫描排数。由于窄束X射线多次重复投影曝光等效于飞焦点采样，在64排像素的探测器模组上可以获得4*8次飞焦点的分辨率，直接实现64排4次飞焦点获得256排扫描效果。如果采用64*256准直孔的扫描X射线源，在径向上将可以等效为64排64次飞焦点获得4096排扫描效果，在圆周上可以获得256次飞焦点效果，提升圆周方向空间分辨率256倍。
参见图20B，在第二种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在高精度扫描模式下，此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下，分时控制16个扫描X射线源工作，采用隔点逐行的发射时序，同时控制相对应的光子计数探测器像素，采用隔点逐行的方式采集窄束X射线的曝光信息，即第一行采集序号为奇数的像素的曝光信息，第二行采集序号为偶数的像素的曝光信息。扫描时序控制器控制X射线源发射窄束X射线以及光子计数探测器的时序，最后的扫描结果参见图20B的下半部分。对于一个每层256点共64层的扫描X射线源单元矩阵来说，隔点扫描时每层的扫描时间为128*(1/25000)＝0.00512秒，扫描速度为25000/128＝195fps，逐行扫描完64层的单元矩阵的时间为(128*64)/25000＝0.32768秒。采用8/16个扫描X射线源并行工作，全部体块采集完成时间为0.32768*2＝0.65535秒。
同理，如果扫描X射线源采用4*8个准直孔，则扫描速度在此基础上提升64倍。4*8个准直孔可以实现径向4次飞焦点扫描和圆周8次飞焦点扫描，等效提升4倍及8倍探测器的像素密度，增加4倍及8倍的数据量。
参见图20C，在第三种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在低散射模式下，此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下，分时控制16个扫描X射线源中的4个同步工作，分四次扫描完成一个圆周体块的数据采集，采用隔点隔行的发射时序，同时控制相对应的光子计数探测器像素，采用隔点隔行的方式采集窄束X射线的曝光信息，即第一行采集序号为奇数的像素的曝光信息，第二行采集序号为偶数的像素的曝光信息。扫描时序控制器控制X射线源发射窄束X射线以及光子计数探测器的时序，最后的扫描结果参见图20C的下半部分。对于一个每层256点共64层的扫描X射线源单元矩阵来讲，若扫描频率为25KHz，隔点扫描时每层的扫描时间为128*(1/25000)＝0.00512秒，扫描速度为25000/128＝195fps，隔行扫描只需要32层的时间，实际扫描时间为(128*32)/25000＝0.16384秒。采用8/16个扫描X射线源并行工作，全部体块采集完成时间为0.16384*2＝0.32768秒。
同理，如果采用4*8个准直孔的扫描X射线源，在径向等效4次飞焦点，在圆周上等效8次飞焦点，与前述的64*256准直孔的扫描X射线源相比可以提升64倍速率。
此外，如图21A～图21D所示，扫描X射线源在扫描时序控制器的控制下还可以完成多种扫描组合，用来配合不同的应用需求。例如可以16组扫描X射线源同步并行工作，也可以分为8组+8组两次完成，也可以4组分四次完成等；可以逐行扫描，也可以隔行扫描，也可以间隔数行进行扫描；可以逐点扫描，也可以隔点扫描，也可以间隔数点进行扫描。这些不同的扫描组合方式即构成了本静态实时CT成像***的不同工作模式，例如图21A所示的快速高精度模式、图21B所示的高精度低散射模式、图21C所示的低散***密扫描模式、图21D所示的快速实时扫描模式等。在这些扫描组合方式下，当点频为25KHz的条件(实际可以将点频设置为10～200KHz不等)下，可以实现不同的扫描速度，在此就不一一计算和叙述了。
需要说明的是，本发明中的光子计数探测器也可以用积分式探测器替代，用于实现相同的功能。只是积分式探测器成像的效果相对于光子计数探测器较差，但是由于积分式探测器技术比较成熟，其功能也相对稳定一些。
本发明采用呈环形分布的扫描X射线源和光子计数探测器，取消了高速旋转的机械运动***，在整体***构成上完全不同于当前普遍应用的CT成像***，其制造加工难度大幅度降低，可以显著地提升CT成像***的检测精度和速度。通过电子控制X射线束依次切换投照位置，利用静态扫描方式替代传统的旋转扫描方式，使扫描速度提高数十倍，可以实现每秒25圈以上的扫描速度，配合后续的高速实时重建***可以获得动态的三维立体图像，避免了传统方式机械高速旋转带来的巨大惯性。由于其实时重建速度达到了每秒25个体块，将确保这种CT成像***应用在介入治疗手术中的可能性。另外，由于采用了窄束X射线投照到较小的光子计数探测器面积上，可以大幅度地降低散射线对信号的干扰，在较低的剂量下获得较高的信号噪声比。
综上所述，本发明所提供的静态实时CT成像***可以在传统CT成像***十分之一的辐射剂量下获得更优质的实时图像，使患者在更安全的剂量下进行更加精确的诊断。
以上对本发明所提供的静态实时CT成像***及其成像控制方法进行了详细的说明。对本领域的技术人员而言，在不背离本发明实质精神的前提下对它所做的任何显而易见的改动，都将构成对本发明专利权的侵犯，将承担相应的法律责任。

Claims (15)

1.一种静态实时CT成像***，包括床控单元、CT主机及人机交互单元、电源控制单元、高压控制单元、主控制单元和扫描主机，其特征在于所述扫描主机中包括平行设置的环形扫描X射线源和环形光子计数探测器；
所述环形扫描X射线源由紧密排列成环形的多个扫描X射线源组成，所述环形光子计数探测器由紧密排列成环形的多个光子计数探测器模组组成；
各所述扫描X射线源轮流发射窄束X射线，透过被测物体后投照到对应的光子计数探测器模组上，所述光子计数探测器模组将相应的曝光信息通过所述扫描主机和所述主控制单元送入所述CT主机及人机交互单元，在所述CT主机及人机交互单元中完成图像的实时重建和可视化再现。
2.如权利要求1所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述主控制单元中具有扫描时序控制器，不同区域内的单个或者多个所述扫描X射线源在所述扫描时序控制器的控制下同时或分时工作。
3.如权利要求2所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
在所述扫描时序控制器的控制下，所述扫描X射线源逐点或者隔点、逐行或者隔行发射窄束X射线。
4.如权利要求1所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述光子计数探测器模组由多个光子计数探测器单元构成；
所述光子计数探测器单元由排列成矩形的多个光子计数探测器构成，通过引线连接所述扫描主机中的多路光子计数探测器采集电路。
5.如权利要求1～4中任意一项所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
不同区域内的单个或者多个所述光子计数探测器模组在扫描时序控制器的控制下同时或分时工作，接收逐点或者隔点、逐行或者隔行发射的窄束X射线。
6.如权利要求1所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
每个光子计数探测器模组有独立的数据采集模块和数据传输通道，并以GHz或THz的频率进行数据传输。
7.如权利要求1所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述扫描X射线源的每个准直孔与所述光子计数探测器模组一一对应，且每个所述准直孔发出的窄束X射线正好落入所对应的所述光子计数探测器模组的采集范围内，所述窄束X射线的投影与所述光子计数探测器模组的物理尺寸相适应。
8.如权利要求1或4所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述扫描主机进一步包括高速栅极控制器、行场偏转控制器、光子计数探测器控制器、多路光子计数探测器采集电路、多路数据传输通道和数据预处理模块；
所述光子计数探测器模组对采集到的数据做初步整合后输入多路光子计数探测器采集电路，多路数据传输通道接收多路光子计数探测器采集电路传送来的数据，并发送给数据预处理模块。
9.如权利要求1、2或8所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述CT主机及人机交互单元包括实时重建***及主控制计算机，所述实时重建***及主控制计算机与主控制单元中的多模式扫描时序单元相连接；
扫描时序控制器与所述多模式扫描时序单元相连接，并且分别与行场偏转控制器、光子计数探测器控制器相连接。
10.如权利要求8或9所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述数据预处理模块处理来自多路数据传输通道所传输过来的数据，将数据进行数据帧的整合和重排后按照帧排列方式传递给主控制单元中的高速数据传输通道，通过所述高速数据传输通道将数据传递给实时重建***及主控制计算机。
11.如权利要求1或8所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述高压控制单元中的高压直流发生器与所述高速栅极控制器相连接，所述高速栅极控制器与所述扫描X射线源的栅控阴极相连接，由栅控阴极的电压决定是否使电子枪发射电子束；所述电子束在所述行场偏转控制器和偏转线圈的磁场引导下使行进路线得到控制，并最终轰击阳极靶面产生窄束X射线。
12.如权利要求1～11中任意一项所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述光子计数探测器由积分式探测器替代。
13.如权利要求1～12中任意一项所述的静态实时CT成像***，其特征在于：
所述环形扫描X射线源由多焦点环形X射线管替代。
14.一种静态实时CT成像控制方法，基于权利要求1或2所述的静态实时CT成像***实现，其特征在于包括如下步骤：
由扫描时序控制器控制不同空间位置的光子计数探测器模组以及与之对应的窄束X射线源以不同的扫描时序进行工作；
所述扫描X射线源按照预定的发射时序发射窄束X射线，相对应的所述光子计数探测器模组采集所述窄束X射线透过被测物体后在光子计数探测器模组上的曝光信息。
15.如权利要求14所述的静态实时CT成像控制方法，其特征在于包括如下步骤：
所述扫描X射线源的发射时序包括逐点逐行、隔点逐行、隔点隔行中的任意一种。
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