靜態(tài)實(shí)時ct成像系統(tǒng)及其成像控制方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001 ] 本發(fā)明涉及一種CT成像系統(tǒng)，尤其涉及一種利用環(huán)形掃描X射線源和環(huán)形光子計(jì) 數(shù)探測器實(shí)現(xiàn)靜態(tài)采集方式的實(shí)時CT成像系統(tǒng)，同時也涉及基于該CT成像系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)實(shí)時 成像的方法，屬于醫(yī)療影像技術(shù)領(lǐng)域。
【背景技術(shù)】
[0002] CT(ComputedTomography)是電子計(jì)算機(jī)斷層掃描技術(shù)的簡稱。它的成像原理是 這樣的：利用X射線束與靈敏度極高的X射線探測器圍繞人體的某一部位進(jìn)行逐層的斷面 掃描，由X射線探測器上的閃爍材料接收透過該層面的X射線，轉(zhuǎn)變?yōu)榭梢姽夂螅晒怆娹D(zhuǎn) 換器轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?，放大后再?jīng)模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換轉(zhuǎn)為數(shù)字信號，輸入計(jì)算機(jī)進(jìn)行處理。在計(jì) 算機(jī)中，將選定層面分成若干個體積相同的立方體，稱之為體素（Voxel)。逐層斷面掃描所 得到的信息經(jīng)計(jì)算后，獲得每個體素的X射線衰減系數(shù)或吸收系數(shù)，再排列成矩陣，即體素 數(shù)字矩陣。將體素?cái)?shù)字矩陣中的數(shù)字信息轉(zhuǎn)為由黑到白不等灰度的小方塊，在二維投影上 稱為像素（Pixel)，按照斷層方式排列即構(gòu)成CT圖像。
[0003] 現(xiàn)有的醫(yī)用CT成像系統(tǒng)誕生于1972年，其發(fā)明者獲得了諾貝爾獎。在40余年的 應(yīng)用實(shí)踐中，其技術(shù)得到不斷發(fā)展及提升（具體可以參見圖1，其中A所示為第一代CT，B為 第二代CT，C為采用扇束探測器和射線源機(jī)械旋轉(zhuǎn)的第三代CT，D為X射線球管及發(fā)生器機(jī) 械旋轉(zhuǎn)運(yùn)動的第四代CT，E為電子束旋轉(zhuǎn)的第五代CT，F(xiàn)為采用窄束X射線順序并行發(fā)射 的本靜態(tài)實(shí)時CT成像系統(tǒng)）。例如，早期的CT成像系統(tǒng)由單光子計(jì)數(shù)探測器和窄束射線 源組成，采用平行束進(jìn)行多個角度的平行掃描獲得重建前的數(shù)據(jù)，再經(jīng)過拉東變換（Radon Transform)等重建算法恢復(fù)出三維立體數(shù)據(jù)。這種CT成像系統(tǒng)的缺點(diǎn)是X射線的利用率 很低，掃描時間長，重建的圖像質(zhì)量較差。后來，出現(xiàn)了采用旋轉(zhuǎn)掃描方式的扇束CT成像系 統(tǒng)。如圖2所示，該扇束CT成像系統(tǒng)由多個排列成弧形的X射線探測器和具有大扇角發(fā)散 的X射線源構(gòu)成，可以一次包絡(luò)人體的全部范圍，通過一次360度的掃描就可以完成一個層 面的三維重建，大大加快了成像速度。近年來，進(jìn)一步出現(xiàn)了采用錐束掃描方式的CT成像 系統(tǒng)。該錐束CT成像系統(tǒng)使用面陣探測器代替線陣探測器，使用錐束掃描代替扇束掃描， 因此X射線利用率更高，需要的掃描時間更短，并能獲得各向均勻、高精度的空間分辨率。 但是，錐束CT成像系統(tǒng)在成像時的散射線很嚴(yán)重，較小的像素難以帶來扇束CT成像系統(tǒng)相 同的信號噪聲比，這些也是目前難以提高圖像質(zhì)量的主要瓶頸，目前僅僅在較小的身體部 位得到較好的應(yīng)用。
[0004] 隨著X射線探測器制造技術(shù)的不斷提升，在一個較大扇角的范圍內(nèi)集成大量的X 射線探測器單元構(gòu)成多排CT探測器，可以在一次旋轉(zhuǎn)采集中獲得64排~320排甚至更多 的數(shù)據(jù)。為了獲得更多的物體吸收特性信息，CT成像系統(tǒng)還采用了具有多個能級的X射線 源來獲取人體組織對不同能級X射線吸收的數(shù)據(jù)，從而獲得具有能量標(biāo)定的CT圖像。但是， 現(xiàn)有的CT成像系統(tǒng)仍然存在成像速度不夠快、存在運(yùn)動偽影等問題。例如在醫(yī)學(xué)臨床工作 中，期待能在一個旋轉(zhuǎn)周期內(nèi)獲得完整的心臟重建圖像，這就需要將CT旋轉(zhuǎn)速度提升到每 秒2圈甚至更快。由于X射線源和X射線探測器需要設(shè)置在高速旋轉(zhuǎn)機(jī)架上，工作時以每 秒旋轉(zhuǎn)2圈甚至更快速度運(yùn)行，X射線源、高壓發(fā)生器等部分需要承受較大的離心力，成為 現(xiàn)有制造技術(shù)難以突破的瓶頸。
[0005] 在公開號為CN102793554A的中國專利申請中，德國西門子公司提出了一種具有 兩個角度錯開布置的探測器的雙源CT系統(tǒng)。其中，第一探測器具有一組積分探測器元件， 而第二探測器具有另一組計(jì)數(shù)探測器元件。一方面，參見圖3A和圖3B，在測量X射線強(qiáng)度 的時候，是對探測器高速旋轉(zhuǎn)下進(jìn)行一個微小段位移的時間間隔里，所接收到的電信號經(jīng) 放大的積累作為這個角度下的信號數(shù)據(jù)。探測器的像素處于高速旋轉(zhuǎn)的狀態(tài)，其信號是在 一微小段位移路程上的信號積分，空間分辨能力也因此遇到瓶頸，而且與旋轉(zhuǎn)速度形成矛 盾體。旋轉(zhuǎn)速度越快，像素在單位時間內(nèi)的位移就越大，造成不同位置上的信號重疊串?dāng)_程 度（即運(yùn)動拖尾）也越嚴(yán)重。另一方面，探測器的層數(shù)在不斷增加，X射線管發(fā)射的X射線 束也越來越寬，寬束X射線的散射線也會越嚴(yán)重，由此造成圖像模糊。加之雙源CT系統(tǒng)需 要分兩次或者同時照射人體，人體接受的輻射劑量也越來越高，已經(jīng)遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過人體一年允 許的最大安全劑量。
[0006] 另外，上述技術(shù)方案以及當(dāng)前常用的扇束多排螺旋CT所使用的X射線探測器主要 是基于能量積分的工作模式。這種X射線探測器不能分辨每個X光子的能譜，因此也損失 了能譜信息，而后者對于臨床圖像判讀是尤為重要的。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0007] 針對現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明所要解決的首要技術(shù)問題在于提供一種靜態(tài)實(shí)時CT 成像系統(tǒng)。
[0008] 本發(fā)明所要解決的另一個技術(shù)問題在于提供一種基于該CT成像系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)實(shí)時成 像的方法。
[0009] 為實(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的，本發(fā)明采用下述的技術(shù)方案：
[0010] -種靜態(tài)實(shí)時CT成像系統(tǒng)，包括床控單元、CT主機(jī)及人機(jī)交互單元、電源控制單 元、高壓控制單元、主控制單元和掃描主機(jī)，所述掃描主機(jī)中包括平行設(shè)置的環(huán)形掃描X射 線源和環(huán)形光子計(jì)數(shù)探測器；
[0011] 所述環(huán)形掃描X射線源由緊密排列成環(huán)形的多個掃描X射線源組成，所述環(huán)形光 子計(jì)數(shù)探測器由緊密排列成環(huán)形的多個光子計(jì)數(shù)探測器模組組成；
[0012] 各所述掃描X射線源輪流發(fā)射窄束X射線，透過被測物體后投照到對應(yīng)的光子計(jì) 數(shù)探測器模組上，所述光子計(jì)數(shù)探測器模組將相應(yīng)的曝光信息通過所述掃描主機(jī)和所述主 控制單元送入所述CT主機(jī)及人機(jī)交互單元，在所述CT主機(jī)及人機(jī)交互單元中完成圖像的 實(shí)時重建和可視化再現(xiàn)。
[0013] 其中較優(yōu)地，所述主控制單元中具有掃描時序控制器，不同區(qū)域內(nèi)的單個或者多 個所述掃描X射線源在所述掃描時序控制器的控制下同時或分時工作。
[0014] 其中較優(yōu)地，在所述掃描時序控制器的控制下，所述掃描X射線源逐點(diǎn)或者隔點(diǎn)、 逐行或者隔行發(fā)射窄束X射線。
[0015] 其中較優(yōu)地，所述光子計(jì)數(shù)探測器模組由多個光子計(jì)數(shù)探測器單元構(gòu)成，所述光 子計(jì)數(shù)探測器單元由排列成矩形的多個光子計(jì)數(shù)探測器構(gòu)成，背面通過引線連接所述掃描 主機(jī)中的多路光子計(jì)數(shù)探測器采集電路。
[0016] 其中較優(yōu)地，不同區(qū)域內(nèi)的單個或者多個所述光子計(jì)數(shù)探測器模組在掃描時序控 制器的控制下同時或分時工作，接收逐點(diǎn)或者隔點(diǎn)、逐行或者隔行發(fā)射的窄束X射線。
[0017] 其中較優(yōu)地，每個光子計(jì)數(shù)探測器模組有獨(dú)立的數(shù)據(jù)采集模塊和數(shù)據(jù)傳輸通道， 并以GHz或THz的頻率進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸。
[0018] 其中較優(yōu)地，所述掃描X射線源的每個準(zhǔn)直孔與所述光子計(jì)數(shù)探測器模組一一對 應(yīng)，且每個所述準(zhǔn)直孔發(fā)出的窄束X射線正好落入所對應(yīng)的所述光子計(jì)數(shù)探測器模組的采 集范圍內(nèi)，所述窄束X射線的投影與所述光子計(jì)數(shù)探測器模組的物理尺寸相適應(yīng)。
[0019] 其中較優(yōu)地，所述掃描主機(jī)進(jìn)一步包括高速柵極控制器、行場偏轉(zhuǎn)控制器、光子計(jì) 數(shù)探測器控制器、多路光子計(jì)數(shù)探測器采集電路、多路數(shù)據(jù)傳輸通道和數(shù)據(jù)預(yù)處理模塊；
[0020] 所述光子計(jì)數(shù)探測器模組對采集到的數(shù)據(jù)做初步整合后輸入多路光子計(jì)數(shù)探測 器采集電路，多路數(shù)據(jù)傳輸通道接收多路光子計(jì)數(shù)探測器采集電路傳送來的數(shù)據(jù)，并發(fā)送 給數(shù)據(jù)預(yù)處理模塊。
[0021] 其中較優(yōu)地，所述CT主機(jī)及人機(jī)交互單元包括實(shí)時重建系統(tǒng)及主控制計(jì)算機(jī)，所 述實(shí)時重建系統(tǒng)及主控制計(jì)算機(jī)與主控制單元中的多模式掃描時序單元相連接；
[0022] 所述掃描時序控制器與所述多模式掃描時序單元相連接，并且分別與所述行場偏 轉(zhuǎn)控制器、所述光子計(jì)數(shù)探測器控制器相連接。
[0023] 其中較優(yōu)地，數(shù)據(jù)預(yù)處理模塊處理來自多路數(shù)據(jù)傳輸通道所傳輸過來的數(shù)據(jù)，將 數(shù)據(jù)進(jìn)行數(shù)據(jù)幀的整合和重排后按照幀排列方式傳遞給主控制單元中的高速數(shù)據(jù)傳輸通 道，通過所述高速數(shù)據(jù)傳輸通道將數(shù)據(jù)傳遞給實(shí)時重建系統(tǒng)及主控制計(jì)算機(jī)。
[0024] 其中較優(yōu)地，所述高壓控制單元中的高壓直流發(fā)生器與所述高速柵極控制器相連 接，所述高速柵極控制器與所述掃描X射線源的柵控陰極相連接，由柵控陰極的電壓決定 是否使電子槍發(fā)射電子束；所述電子束在所述行場偏轉(zhuǎn)控制器和偏轉(zhuǎn)線圈的磁場引導(dǎo)下使 行進(jìn)路線得到控制，并最終轟擊陽極靶面產(chǎn)生窄束X射線。
[0025] 其中較優(yōu)地，所述光子計(jì)數(shù)探測器由積分式探測器替代。
[0026] 其中較優(yōu)地，所述環(huán)形掃描X射線源由多焦點(diǎn)環(huán)形X射線管替代。
[0027] -種靜態(tài)實(shí)時CT成像控制方法，基于上述的靜態(tài)實(shí)時CT成像系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)，包括如下 步驟：
[0028] 由掃描時序控制器控制不同空間位置的光子計(jì)數(shù)探測器模組以及與之對應(yīng)的窄 束X射線源以不同的掃描時序進(jìn)行工作；
[0029] 所述掃描X射線源按照預(yù)定的發(fā)射時序發(fā)射窄束X射線，相對應(yīng)的所述光子計(jì)數(shù) 探測器模組采集所述窄束X射線透過被測物體后在光子計(jì)數(shù)探測器模組上的曝光信息。
[0030] 其中較優(yōu)地，所述掃描X射線