CN103340641A

CN103340641A - Ct扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法

Info

Publication number: CN103340641A
Application number: CN2013101517716A
Authority: CN
Inventors: 徐如祥; 代秋声; 高枫; 张涛
Original assignee: General Hospital Of Beijing Military Command P L A
Current assignee: General Hospital Of Beijing Military Command P L A
Priority date: 2013-04-27
Filing date: 2013-04-27
Publication date: 2013-10-09
Anticipated expiration: 2033-04-27
Also published as: CN103340641B; WO2014172941A1

Abstract

本发明提供一种CT扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法，其中，系统包括：环形X射线源、环形探测器、控制器和数据处理模块；方法包括：所述控制器控制所述环形X射线源和环形探测器发生位置改变，并在所述位置改变的过程中控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块不产生X射线；所述环形探测器探测所述环形X射线源产生的X射线并输出探测信号；所述数据处理模块采集各探测器模块输出的信号，并根据采集的信号进行成像处理。本发明脉冲成像系统结构简单，可很方便实现X射线源模块的脉冲发射，减少了对被测人体的辐射剂量。

Description

CT扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，特别涉及一种CT扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法。

背景技术

X射线计算机断层成像（CT，Computed Tomography）是现代医学中常用的内视检测技术，CT技术主要利用X射线源产生的X射线光束与探测器围绕人体旋转，并连续进行断面扫描，每次扫描过程中由探测器接收穿过人体后的衰减X射线信息后输入计算机，经电子计算机根据接收的衰减的X射线信息进行图像重建，以获取人体检测部位的图像。

现有技术的CT扫描仪中X射线源多采用基于钨（W）丝热发射的X射线源，该X射线源是一种基于热阴极的X射线源，其工作原理是钨（W）丝加热至其工作温度时发射电子，热发射的电子轰击阳极，从而产生X射线。由于热阴极需要加热到一定的工作温度（如纯钨材料通常需加热到2200℃以上）方可发射电子，故在CT扫描仪过程中X射线源始终处于持续发射电子状态。当要求连续脉冲方式扫描时，基于热阴极的X射线源将不能关闭电子源，只能通过调整偏压，抑制电子撞击阳极靶，或者在射线出口设置机械门控的方式实现，X射线源的结构复杂，成本较高，且基于热阴极的X射线源的CT扫描仪对被检人体的辐射剂量大，不利于人体健康。

发明内容

在下文中给出关于本发明的简要概述，以便提供关于本发明的某些方面的基本理解。应当理解，这个概述并不是关于本发明的穷举性概述。它并不是意图确定本发明的关键或重要部分，也不是意图限定本发明的范围。其目的仅仅是以简化的形式给出某些概念，以此作为稍后论述的更详细描述的前序。

本发明提供一种CT扫描仪脉冲成像系统及其脉冲成像方法，用以简化脉冲成像系统结构，减少对被检人体的辐射剂量。

一方面，本发明了提供一种CT扫描仪脉冲成像系统，包括：

环形X射线源，包括多个呈环形排列且基于冷阴极的X射线源模块；

环形探测器，位于所述环形X射线源内，包括多个呈环形排列的探测器模块，每个探测器模块的探测面朝向其探测范围内的相应X射线源模块的X射线射出端；

控制器，用于控制所述环形X射线源和环形探测器发生位置改变，并在所述位置改变的过程中控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块不产生X射线；

数据处理模块，用于采集各探测器模块输出的信号，并根据采集的信号进行成像处理。

另一方面，本发明还提供了一种上述CT扫描仪脉冲成像系统的脉冲成像方法，包括：

所述控制器控制所述环形X射线源和环形探测器发生位置改变，并在所述位置改变的过程中控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块不产生X射线；

所述环形探测器探测所述环形X射线源产生的X射线并输出探测信号；

所述数据处理模块采集各探测器模块输出的信号，并根据采集的信号进行成像处理。

本发明提供的技术方案中各X射线源模块均采用冷阴极，故通过电场控制可很方便实现X射线源模块的脉冲发射，X射线源模块结构简单，成本低。控制器在X射线源和环形探测器发生位置改变的过程中，各探测器模块持续进行X射线的信号探测，控制器可通过检测各X射线源模块当前位置等方式，控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线，而非位于指定位置的X射线模块不产生X射线，数据处理模块根据采集的信号进行成像处理，避免了连续曝光采样的运动模糊，在满足指定位置成像要求的同时，减少了无用X射线的发射，故减少了对被测人体的辐射剂量，有益于人体健康。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1A为本发明实施例提供的CT扫描仪脉冲成像系统的原理框图；

图1B为本发明实施例提供的环形X射线源的可选结构示意图；

图1C为本发明实施例提供的断层成像脉冲发射采样原理示意图；

图1D为本发明实施例提供的透视成像脉冲发射采样原理示意图；

图2A-图2B为本发明实施例提供的X射线源模块的可选结构示意图；

图3A-图3C为本发明实施例提供的一种可选的二极管LaB6尖锥场发射阵列的SEM照片、场发射特性；

图4A-图4C为本发明实施例提供的一种可选的三极管LaB6尖锥场发射阵列的SEM照片、场发射特性；

图5为本发明实施例提供的一种X射线管阳极模型示例；

图6为本发明实施例提供的阳极最大耐受电流随钨合金片厚度变化曲线示例；

图7为本发明实施例提供的电子束入射角（或者靶面倾角）与光子产额的关系曲线示例；

图8为本发明实施例提供的X射线管在如头部CT扫描成像等医学检测的成像原理示意图；

图9为本发明实施例提供的靶面倾角5度时，与靶面不同夹角的光子面密度的分布曲线示例；

图10为本发明实施例提供的不同靶面倾角下与电子束入射方向垂直的出射面内X光子的数量的分布曲线示例；

图11为本发明实施例提供的靶面倾角与可用于成像的X光子数的关系曲线示例；

图12为本发明实施例提供的数据处理模块的可选结构框图；

图13为本发明实施例提供的CT扫描仪脉冲成像方法的可选流程图。

具体实施方式

为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。在本发明的一个附图或一种实施方式中描述的元素和特征可以与一个或更多个其它附图或实施方式中示出的元素和特征相结合。应当注意，为了清楚的目的，附图和说明中省略了与本发明无关的、本领域普通技术人员已知的部件和处理的表示和描述。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有付出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

图1A为本发明实施例提供的CT扫描仪脉冲成像系统的原理框图。如图1A示，本实施例提供的CT扫描仪脉冲成像系统包括：环形X射线源11、环形探测器12、控制器13和数据处理模块14。

环形X射线源11包括多个呈环形排列且基于冷阴极的X射线源模块110，如图1B所示。

环形探测器12包括多个呈环形排列的探测器模块120，每个探测器模块120的探测面朝向其探测范围内的相应X射线源模块110的X射线射出端。

控制器13用于控制所述环形X射线源11和环形探测器12发生位置改变，并在所述位置改变的过程中控制位于指定位置的X射线源模块110产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块110不产生X射线。

数据处理模块14用于采集各探测器模块110输出的信号，并根据采集的信号进行成像处理。

本实施例提供的技术方案中，各X射线源模块均采用冷阴极，故通过电场控制可很方便实现X射线源模块的脉冲发射，X射线源模块结构简单，成本低。控制器在X射线源和环形探测器发生位置改变的过程中，各探测器模块持续进行X射线的信号探测，控制器可通过检测各X射线源模块当前位置等方式，控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线，而非位于指定位置的X射线模块不产生X射线，数据处理模块根据采集的信号进行成像处理，避免了连续曝光采样的运动模糊，在满足指定位置成像要求的同时，减少了无用X射线的发射，故减少了对被测人体的辐射剂量，有益于人体健康。

可选的，本发明实施例所述的“环形”可包括圆形或椭圆形。当CT扫描仪工作时，控制器控制环形X射线源和环形探测器发生位置改变，其中，具体的位置改变方式可根据实际检测需要确定：

例如，控制器可控制环形X射线源和环形探测器二者逆时针或顺时针旋转，以便进行旋转式扫描检测，根据检测结果可获得断层图像，其断层成像脉冲发射采样原理如图1C所示；

又例如，控制器可控制环形X射线源和环形探测器二者沿CT扫描仪的轴线水平移动，以便进行水平式扫描检测，根据检测结果可获得透视图像，其透视成像脉冲发射采样原理如图1D所示；

再例如，控制器可控制环形X射线源和环形探测器二者旋转的同时沿CT扫描仪的轴线水平移动，以便进行螺旋式扫描检测。

可选的，如图2A所示，每个X射线源模块包括：X射线管和高压发生器（High Voltage Power Supply，HVPS）。X射线管包括：阳极1101、冷阴极1102、栅极1103和管壳1104；所述管壳1104用于支撑所述阳极1101、冷阴极1102和栅极1103，并使得阳极1101、冷阴极1102和栅极1103的真空工作环境与外界绝缘，阳极1101接地，栅极1103位于阳极1101和冷阴极1103之间。高压发生器用于根据所述控制器的控制，确定是否在所述冷阴极和所述栅极之间提供使所述冷阴极场发射电子的第一电场，以及是否在所述栅极和所述阳极之间提供加速所述冷阴极发射的电子、使之轰击所述阳极来产生X射线的第二电场。该方案X射线源模块采用冷阴极，并在阳极和冷阴极之间设有栅极，由于栅极的保护，大部分空气离子无法直接撞击冷阴极，如图2B所示，因此能够降低冷阴极被辐射损伤的概率；此外，通过对栅极施加的电压控制，还可实现冷阴极发射的导通或截止控制，可以很容易实现电子束的脉冲发射，响应速度快，使用寿命长。当采用脉冲曝光成像等方式工作时，可以显著降低采样的投影角度数和辐射剂量，并能有效抑制旋转伪影，进而更好满足医学检测等实际应用需求。为了对阴极形成更好的保护，可选的，栅极可为采用金属网制成的金属网栅极。进一步的，高压发生器还可根据控制器的控制指令，控制栅极的开启或截止电压，实现冷阴极可控的脉冲发射。

可选的，高压发生器在冷阴极和栅极之间施加的第一电场的相关参数例如：500v-1000v的直流电压，高于50w的功率，工作频率300Hz-3000Hz，脉冲占空比为20%-80%。该方案可有效提高冷阴极场发射的束流强度。

可选的，高压发生器在栅极和阳极之间施加的第二电场的相关参数例如：高于140kv的直流电压，2mA-16mA的管电流，高于2000W的功率。阳极接地。该方案可有效加速冷阴极场发射出的电子，使之轰击阳极产生更多的X光子，提高X射线强度。

可选的，冷阴极包括：基板以及形成于所述基板上的碳纳米管发射阵列。将碳纳米管作为阴极材料制成的碳纳米管阴极，相对现有技术中的热灯丝阴极而言是一种冷阴极。基于碳纳米管的X射线管产生X射线的原理是：碳纳米管阴极在第一电场的作用下发生场致发射产生电子,电子在第二电场下加速轰击阳极，从而产生X射线。碳纳米管具有很低的场发射开启电场强度(1-3V/μm)和很高的场发射电流密度(～1A/cm²)，可在普通高真空度(～10^-5Pa)下长期稳定工作，响应时间为纳秒量级，连续发射10000小时，束流强度只降低5%。因此，该方案采用碳纳米管研制X射线管可以很容易实现电子束的高频脉冲发射，响应速度快，使用寿命长，由此克服了现有热灯丝X射线源所固有的缺点，可更好满足医学检测等实际应用需求。

或者，可选的，冷阴极包括基板以及形成于所述基板上的LaB6尖锥场发射阵列。在所有的六硼化物中，LaB6纳米材料具有最优良的理化性能和电子发射性能，大量的实验结果表明，LaB6纳米材料的逸出功为2.4-2.8eV远低于纯钨阴极为4.52eV，具有抗中毒能力强、抗离子轰击能力强、化学性质稳定、寿命长等优点，可满足场发射阴极的选材要求。此外，虽然X射线管中LaB6尖锥场发射阵列是在真空状态下工作，但是X射线管内无法实现绝对真空，依然存在少量空气分子。这些空气分子被高能电子束电离后，在管内的强电场作用下会向阴极方向加速，有可能轰击到阴极，从而造成阴极的辐射损伤。由于LaB6纳米材料抗离子轰击的能力强，化学稳定性高，故基于LaB6纳米材料场发射的X射线管相对其他X射线管而言，工作寿命较长，性能也较为稳定和可靠。因此，该方案将LaB6纳米材料作为X射线管场发射（Field Emission Arrays，FEAs）阴极的尖端材料，由此制得的LaB6尖锥场发射阵列在电场作用下可场致发射产生的大量电子，提高电子束流强度，电子轰击阳极产生的X射线非常稳定，使得这些电子轰击阳极产生的X射线具有一致性，有利于提高X射线成像的清晰度和分辨率，降低对被测物的辐射剂量，并便于实现X射线管的小型化，可满足如移动CT扫描仪等便携式医学检测设备的设计需求。

例如：所述LaB6尖锥场发射阵列包括：二极管LaB6尖锥场发射阵列，所述二极管LaB6尖锥场发射阵列包括：硅尖锥二极管阵列和覆盖在硅尖锥表面上的LaB6纳米材料薄膜层。一种可选的二极管LaB6尖锥场发射阵列的扫描电子显微镜（Scanning Electron Microscope，SEM）照片如图3A和图3B所示，其场发射特性如图3C所示，在阳极电压1500V时，X射线管的发射电流32mA，折合单尖锥的平均发射电流为0.1μA，阈值电场为8.0V/μm。可见，采用二极管LaB6尖锥场发射阵列作为阴极的X射线管具有较低的阈值电场，即达到X射线稳定发射时所需的外加电场较小，可在普通高真空度(～10^-5Pa)下长期稳定工作，可以很容易实现电子束的高频脉冲发射，响应速度快，使用寿命长，且有利于降低功耗，减少对被测物的辐射剂量，具有环保、健康等优点，可更好满足医学检测等实际应用需求。

又例如：所述LaB6尖锥场发射阵列包括：三极管LaB6尖锥场发射阵列，所述三极管LaB6尖锥场发射阵列包括：硅基、形成在所述硅基上的孔腔阵列、分布在各孔腔中的钼尖锥阵列、以及覆盖在各钼尖锥表面上的LaB6纳米材料薄膜层。采用传统工艺（如Spindt法）制备的一种可选的三极管LaB6尖锥场发射阵列的SEM照片如图4A所示，采用掩模氧化技术（LOCOS法）制备的一种可选的三极管LaB6尖锥场发射阵列的SEM照片如图4B所示，其场发射特性如图4C所示，在阳极电压1500V时，X射线管的发射电流密度为0.6A/cm²，折合单尖锥平均发射电流0.24μA。可见，采用三极管LaB6尖锥场发射阵列作为阴极的X射线管具有很低的场发射开启电场强度和很高的场发射电流密度，可在普通高真空度(～10-5Pa)下长期稳定工作，可以很容易实现电子束的高频脉冲发射，响应速度快，使用寿命长，且有利于降低功耗，减少对被测物的辐射剂量，具有环保、健康等优点，可更好满足医学检测等实际应用需求。

可选的，所述阳极1包括：阳极体11以及设于阳极体11上的靶面12。通过合理选择阳极材料，可有效提高其承受的最大束流强度，优选的，所述阳极体为铜阳极体，所述靶面为钨合金靶面。

在X射线管中，冷阴极发射的电子经电场加速后撞击到阳极靶上产生X射线，其中电子束99%以上的能量转化成热量沉积在阳极内，只有不到1%左右的能量转变成X射线。如果电子在阳极靶上产生的大量热量得不到及时有效的散失，阳极靶表面的温升很快，在很短的时间内，阳极靶的表面材料就会融化，导致X射线管损坏。因此，阳极靶的耐热和散热性能直接影响了X射线管的使用。

可选的，可采用固定阳极方案设计X射线管，即X射线管中阳极为固定阳极。该方案的优点是有效降低X射线源的重量和体积，并降低X射线管的制造和使用难度。

X射线管的研制过程中一般涉及到以下几种材料：

表1：材料特性参数

从材料的性能可知，钨的熔点高，但是导热性能差；铜的导热性能好，但是熔点低。石墨虽然熔点和比热都比钨、铜高，但是其原子序数低，X射线的产生效率低。因此，可以采用铜做阳极体，以利用其良好的导热性能，采用钨合金片做靶面，以利用其高熔点性能。

由于铜和钨的性能不一致，钨合金片的厚度是阳极设计的一个关键参数。如果钨合金片太厚，热量来不及传递，则钨合金片可能先熔化；如果钨合金片太薄，热量立刻传递给铜，则铜可能先熔化。无论哪种情况出现，都会影响到X射线管的正常工作。因此，钨合金片的厚度需要选择最优值。

为了计算钨合金片的最优厚度值，可使用热分析软件模拟不同厚度的钨合金片在不同强度的电子束脉冲轰击下，钨合金片与相邻金属铜的温度上升曲线，以及热量在阳极中的传递过程，研究材料厚度、电子束流强度与温度之间的关系。由于脉冲状态下电子束的热量生成比同强度下恒流状态下的低，为了给设计留有余量，我们主要模拟恒流状态下的参数。

阳极的物理模型如下图5所示：铜阳极体的几何尺寸为

靶面材料为钨，钨合金片的直径为焦点直径为

钨合金片的厚度范围为20μm～2mm，X射线管电压为140kV，电流范围为2mA～10mA。

可使用ANSYS12建立X射线管阳极有限元模型，进行热分析计算，通过更改钨合金片的厚度及电流强度来计算分析阳极上的温度分布。

电子束打在钨表面上，其焦点直径为

电子进入钨的表层平均深度为5μm，电子是在这段微小的体积内生热。施加热载荷的方法有两种：一种是简化了的施加载荷方法，将载荷施加在面上，即在钨的中心

的表面上施加热载荷，根据电压和电流可以计算出施加在面上的热流量大小；另外一种方法是一局实际情况施加载荷，将热载荷施加到体上，即

的圆柱上。传热率与面积成正比，由于S_surf=πr²=0.785mm²，S_vol=πr²+2πrh=0.8007mm²，如果将载荷以面载荷的方式施加，二者误差

可以忽略。为了建模求解方便，在此使用面载荷的施加方法，计算公式如下：

\frac{Q}{t} = \frac{KA (T_{hot} - T_{cold})}{d}

上式中：Q——时间t内的传热量或者热流量。

K——为热传导率。

T——温度。

A——接触面积。

d——两平面之间的距离。

在X射线管工作中，由于传导散热和辐射散热同时发生，故可计算它们对阳极温度上升的影响。

在实际使用过程中，整个X射线管都被放入油中绝缘、冷却。由于油的导热系数很小，因此在X射线管工作的时候，热量主要存储在阳极上。扫描结束后，经过一段时间才能冷却下来。故在建模时，可以先忽略油的冷却效果。可通过热仿真来计算阳极上的温度分布，进而估算整个阳极的辐射散热。阳极温度分布中高温区域很小，主要集中在电子束焦点，绝大部分表面的温度低于468℃。

根据斯蒂芬-波尔兹曼定理：

E = ϵc {(\frac{T}{100})}^{4}

E为辐射力，单位为W/m²；

ε为物体的辐射率；

c为黑体辐射系数，5.67W/(m²·K⁴)；

T为物体表面温度。

按照电子束焦点温度3300摄氏度，其他表面温度为400℃进行估算，则阳极的辐射功率为：

P_辐射=A_钨E_钨+A_铜E_铜

=(π*r*r)*ε_钨*c*(T_钨/100)⁴+(2*π*r₁*r₁+2*π*r₁*h)*ε_铜*c*(T_铜/100)⁴

=92.17(W)

阳极的输入功率为1050W，那么P_辐射/P=0.0658，辐射的功率占输入功率的比重很小，可以忽略掉。

下面是忽略辐射散热和绝缘油传导散热的仿真结果。根据设计要求，完成一次CT扫描的最长时间为30s，故在扫描时，X射线管必须可以持续工作30s，此为依据，计算最优的钨合金片厚度以及可以耐受的最大恒流电流值。

由图6可见，在连续入射电子的情况下，当钨合金片厚度为400～500μm的时候，最大耐受电流为7.5mA。在图中曲线最高点的左边，铜将先熔化，右边，钨合金片将先熔化。

对于脉冲工作模式，不同占空比下，同一厚度的钨合金片所能够耐受的最大脉冲电流随着占空比的减少而增加。考虑阳极靶的使用寿命，以及电子束的脉冲工作模式，本发明实施例将选用钨合金靶面的厚度为400-500um，例如优选0.5mm为钨合金片的优选厚度值。

可选的，如图8所示，X射线管的阳极1包括阳极体11和靶面12。靶面12相对参考方向形成有预定的靶面倾角α，参考方向与电子入射方向垂直，如图8所示。

靶面倾角α是一个关键参数，它将直接影响到X射线管的光产额、有效焦点尺寸、热量分布与传递等。为了研究靶面倾角的变化对X光子的产额和角度分布的影响，可采用蒙特卡罗方法对其进行了模拟计算。例如使用EGS软件模拟了1×10⁷个140keV的电子轰击不同倾角的钨靶，统计了光产额和光子的空间分布。靶面倾角与光子产额的关系见图6。从图6中可以看出，靶面倾角越小，X光子产额越高。

不过，靶面倾角是不是越小越好，这需要进行仔细的分析。在CT扫描过程中最终利用的是以电子束入射方向近似垂直的扇形束之内X光子，这部分X光子才是真正为CT成像做出贡献的（如图8所示），因此这个角度范围内的X光子越多越好。

图9为靶面倾角5度时，与靶面不同夹角的光子面密度。从图9中可以看出，随着与靶面夹角的增加，光子的面密度越来越小，即可用于成像的X光子数越来越少。因此，虽然靶面倾角5度时的总光子产额很高，但是与靶面夹角85度处的光子面密度却很低。

对不同靶面倾角下与电子束入射方向垂直的出射面内X光子的数量进行统计，统计结果见图10。从图10中可以看出，随着靶面倾角的增加，出射面的光子数随之增加，但是在45度左右达到最大值，然后便开始减小。

在CT成像中，影响断层图像分辨率的是X射线管的有效焦点，而不是实际焦点。假设电子束平行入射，则实际焦点尺寸L与投影后的有效焦点尺寸d之间的关系如下：

d＝Lsinα

从上式可以看出，如果实际焦点的尺寸L很难减小时，可以通过减小靶面倾角α来控制有效焦点的尺寸d。

如果入射的电子束单位横截面积的密度无法提高，根据下式可知，增大电子束流宽度h减小靶面倾角α有可能提高可成像X光子的总数。

d＝htgα

保持有效焦点尺寸和电子束单位横截面积的密度不变，靶面倾角与可用于成像的X光子数之间的关系曲线见图11。

从图11中可以看出，靶面倾角越小，通过增加电子束流宽度可以有效增加可用于成像的X光子数量。不过结合前图可知，此时，入射的电子束流的总量显著增加，进而增加了阳极所接受的热量，这将给X射线管的散热提出了挑战。因此，阳极的靶面倾角的确定需要在可用于成像的X光子数量与入射电子的热量之间寻求一种平衡。经过综合考虑，靶面倾角优选为11度，如图2A所示。

可选的，上述实施例中的X射线管总长度小于或等于120mm，和/或，X射线源的总重量小于25kg，以充分保证X射线管的小巧型，可以便于携带，方便适用于舰载、车载、战地医院等特殊环境。

可选的，所述X射线源模块的焦点到所述CT扫描仪的旋转中心的距离S介于230mm-25mm之间；所述CT扫描仪的旋转中心到所述探测器模块中心的距离D介于190mm-210mm之间，所述X射线源模块的焦点到与其对应的探测器模块之间的距离为上述S和D之和。优选的，L=S+D=240mm+200mm=440mm。该方案可有效保证探测器模块的采样率。

可选的，上述实施例中X射线源模块的最大直径小于或等于60mm。进一步优选地，上述实施例中的阳极和阴极中尖锥顶部的距离小于或等于10um。这样可以保证X射线管的优良性能。

可选的，每个探测器模块包括多个探测单元；每个所述探测单元包括：闪烁体、与所述闪烁体耦合的光电转换元件以及读出电路，所述闪烁体用于接收X射线并产生可见光，所述光电转换元件用于将所述可见光转换为电信号，所述读出电路用于输出所述电信号。该方案探测器模块体积小、结构紧凑、性能优越。其中，闪烁体可采用陶瓷闪烁体，以达到低余辉、高光产额、耐辐射、不潮解、化学性质稳定、与光电转换元件耦合时量子效率高等效果。

可选的，如图12所示，所述数据处理模块14包括：与多个探测器模块120分别对应的多个信号采集模块140，用于采集相应探测器模块输出的电流信号并转换为数字信号；DAS控制板141，用于获取信号采集所需的配置信息，以及将所述数字信号进行打包并进行串行化处理；采集控制模块142，用于根据所述配置信息控制所述信号采集模块进行信号采集，并将采集的信号发送给所述DAS控制板；图像重建模块143，用于根据串行化处理的数字信号重建图像。该方案可实现信号多方位采集，信号采集具有较高的准确性和可靠性，有利于提高图像的清晰度，实现图像的多层显示。

图13为本发明实施例提供的CT扫描仪脉冲成像方法的可选流程图。如图13所示，上述实施例提及的CT扫描仪脉冲成像系统的脉冲成像方法包括：

步骤S131：控制器控制环形X射线源和环形探测器发生位置改变，并在位置改变的过程中控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块不产生X射线。

步骤S132：环形探测器探测环形X射线源产生的X射线并输出探测信号。

步骤S133：数据处理模块采集各探测器模块输出的信号，并根据采集的信号进行成像处理。

可选的，所述控制器可控制所述环形X射线源和环形探测器旋转和/或沿CT扫描仪轴线水平移动，以便进行旋转式扫描检测、水平式扫描检测、或螺旋式扫描检测。该方案实现方式非常灵活，可更好满足多样化的检测需求。

可选的，对于设有高压发生器的三极结构的X射线源模块而言，所述控制器在所述位置改变过程中，向位于指定位置的X射线源模块包括的高压发生器发送提供相应栅极开启电压的第一指令，并向位于非指定位置的X射线源模块包括的高压发生器发送提供相应栅极截止电压的第二指令。高压发生器在接收到第一指令时，向相应栅极提供开启电压，以在栅极和阴极之间提供使阴极场发射电子所需的第一电场、以及在栅极和阳极之间提供加速电子使之轰击阳极来产生X射线所需的第二电场。高压发生器在接收到第二指令时，栅极截止，相应X射线源模块不产生X射线。该方案控制方式简单、准确。

可选的，所述数据处理模块根据采集的信号进行成像处理，包括：所述DAS控制板获取信号采集所需的配置信息；所述采集控制模块根据所述配置信息控制多个信号采集模块采集相应探测器模块输出的电流信号并将所述电流信号转换为数字信号；所述DAS控制板将所述数字信号进行打包并进行串行化处理；所述图像重建模块根据串行化处理的数字信号重建图像。该方案可实现信号多方位采集，信号采集具有较高的准确性和可靠性，有利于提高图像的清晰度，实现图像的多层显示。

在本发明上述各实施例中，实施例的序号或先后顺序仅仅为了便于描述，不代表实施例的优劣。对各个实施例的描述都各有侧重，某个实施例中没有详述的部分，可以参见其他实施例的相关描述。

本领域普通技术人员可以理解：实现上述方法实施例的全部或部分步骤可以通过程序指令相关的硬件来完成，前述的程序可以存储于一计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，执行包括上述方法实施例的步骤；而前述的存储介质包括：只读存储器（Read-Only Memory，简称ROM）、随机存取存储器（Random Access Memory，简称RAM）、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。

在本发明的装置和方法等实施例中，显然，各部件或各步骤是可以分解、组合和/或分解后重新组合的。这些分解和/或重新组合应视为本发明的等效方案。同时，在上面对本发明具体实施例的描述中，针对一种实施方式描述和/或示出的特征可以以相同或类似的方式在一个或更多个其它实施方式中使用，与其它实施方式中的特征相组合，或替代其它实施方式中的特征。

应该强调，术语“包括/包含”在本文使用时指特征、要素、步骤或组件的存在，但并不排除一个或更多个其它特征、要素、步骤或组件的存在或附加。

最后应说明的是：虽然以上已经详细说明了本发明及其优点，但是应当理解在不超出由所附的权利要求所限定的本发明的精神和范围的情况下可以进行各种改变、替代和变换。而且，本发明的范围不仅限于说明书所描述的过程、设备、手段、方法和步骤的具体实施例。本领域内的普通技术人员从本发明的公开内容将容易理解，根据本发明可以使用执行与在此所述的相应实施例基本相同的功能或者获得与其基本相同的结果的、现有和将来要被开发的过程、设备、手段、方法或者步骤。因此，所附的权利要求旨在在它们的范围内包括这样的过程、设备、手段、方法或者步骤。

Claims

1.一种CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，包括：

2.根据权利要求1所述的CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，每个X射线源模块包括：

X射线管，包括阳极、冷阴极、栅极和管壳；所述管壳用于支撑所述阳极、冷阴极和栅极，并使得所述阳极、冷阴极和栅极的真空工作环境与外界绝缘，所述阳极接地；

高压发生器，用于根据所述控制器的控制，确定是否在所述冷阴极和所述栅极之间提供使所述冷阴极场发射电子的第一电场，以及是否在所述栅极和所述阳极之间提供加速所述冷阴极发射的电子、使之轰击所述阳极来产生X射线的第二电场。

3.根据权利要求2所述的CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，

所述第一电场的相关参数包括：500v-1000v的直流电压，高于50w的功率，工作频率300Hz-3000Hz，脉冲占空比为20%-80%；和/或，

所述第二电场的相关参数包括：高于140kv的直流电压，2mA-16mA的管电流，高于2000W的功率；和/或，

所述冷阴极包括：基板以及形成于所述基板上的碳纳米管发射阵列；或者，所述冷阴极包括：基板以及形成于所述基板上的LaB6尖锥场发射阵列；和/或，

所述阳极为固定式阳极，包括：固定的铜阳极体以及固定于所述铜阳极体上的钨合金靶面。

4.根据权利要求3所述的CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，

所述LaB6尖锥场发射阵列包括：二极管LaB6尖锥场发射阵列，所述二极管LaB6尖锥场发射阵列包括：硅尖锥二极管阵列和覆盖在硅尖锥表面上的LaB6纳米材料薄膜层；或者，所述LaB6尖锥场发射阵列包括：三极管LaB6尖锥场发射阵列，所述三极管LaB6尖锥场发射阵列包括：硅基、形成在所述硅基上的孔腔阵列、分布在各孔腔中的钼尖锥阵列、以及覆盖在各钼尖锥表面上的LaB6纳米材料薄膜层；和/或，

所述钨合金靶面相对参考方向形成有预定的靶面倾角，所述参考方向与电子入射方向垂直。

5.根据权利要求1-4任一所述的CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，

每个探测器模块包括多个探测单元；每个所述探测单元包括：闪烁体、与所述闪烁体耦合的光电转换元件以及读出电路，所述闪烁体用于接收X射线并产生可见光，所述光电转换元件用于将所述可见光转换为电信号，所述读出电路用于输出所述电信号；和/或，

所述数据处理模块包括：与多个探测器模块分别对应的多个信号采集模块，用于采集相应探测器模块输出的电流信号并转换为数字信号；DAS控制板，用于获取信号采集所需的配置信息，以及将所述数字信号进行打包并进行串行化处理；采集控制模块，用于根据所述配置信息控制所述信号采集模块进行信号采集，并将采集的信号发送给所述DAS控制板；图像重建模块，用于根据串行化处理的数字信号重建图像。

6.根据权利要求5所述的CT扫描仪脉冲成像系统，其特征在于，

所述钨合金靶面的厚度为400-500um；和/或，

所述靶面倾角为11度；和/或，

所述X射线管总长度小于或等于120mm；和/或，

所述X射线管的最大直径小于或等于60mm；和/或，

所述阳极和所述冷阴极顶部的距离小于或等于10um；和/或，

每个所述X射线源模块的总重量小于25kg；和/或，

所述闪烁体为陶瓷闪烁体；和/或，

所述X射线源模块的焦点到所述CT扫描仪的旋转中心的距离S介于230mm-25mm之间；所述CT扫描仪的旋转中心到所述探测器模块中心的距离D介于190mm-210mm之间，所述X射线源模块的焦点到与其对应的探测器模块之间的距离为上述S和D之和。

7.一种如权利要求1-6任一所述的CT扫描仪脉冲成像系统的脉冲成像方法，其特征在于，包括：

8.根据权利要求7所述的脉冲成像方法，其特征在于，所述控制器控制所述环形X射线源和环形探测器发生位置改变，包括：

所述控制器控制所述环形X射线源和环形探测器旋转和/或沿CT扫描仪轴线水平移动。

9.根据权利要求7所述的脉冲成像方法，其特征在于，所述控制器在所述位置改变过程中控制位于指定位置的X射线源模块产生X射线、而位于非指定位置的X射线源模块不产生X射线，包括：

所述控制器在所述位置改变过程中，向位于指定位置的X射线源模块包括的高压发生器发送提供相应栅极开启电压的第一指令，并向位于非指定位置的X射线源模块包括的高压发生器发送提供相应栅极截止电压的第二指令。

10.根据权利要求7所述的脉冲成像方法，其特征在于，所述数据处理模块根据采集的信号进行成像处理，包括：

所述DAS控制板获取信号采集所需的配置信息；

所述采集控制模块根据所述配置信息控制多个信号采集模块采集相应探测器模块输出的电流信号并将所述电流信号转换为数字信号；

所述DAS控制板将所述数字信号进行打包并进行串行化处理；

所述图像重建模块根据串行化处理的数字信号重建图像。