CN104545963A - 相邻双x射线源ct成像系统及其应用 - Google Patents

Abstract

本发明属于CT成像技术领域，具体公开了一种相邻双X射线源CT成像系统及其应用。该系统包括X光源和探测器；所述X光源为相邻双X光源，所述相邻双X光源与所述探测器正相对设置；所述相邻双X光源发射的光子剂量相同；所述相邻双X光源平行于旋转平面。本发明采用相邻双X射线源同时工作，一方面可以降低每个光源的工作功率从而延长射线管的使用寿命，另一方面可以有效减少图像的运动伪影。本发明的实现成本低，不需要对现有的CT设备做很大的结构改进；可以应用于医疗CT或放射曝光剂量较大的工业CT中。

Description

相邻双X射线源CT成像系统及其应用

【技术领域】

本发明属于CT成像技术领域，特别涉及一种相邻双X射线源CT成像系统及其应用。

【背景技术】

自从1972年Hounsfield发明了第一台CT机，CT技术给医学诊断和工业无损检测带来了革命性的影响，CT已经成为医疗、生物、航空航天、国防等行业的重要检测手段之一。

2005年西门子公司（Siemens）在北美放射学年会（RSNA）上推出了全球首台双源CT（DSCT）系统-SOMATOM Definition，在成熟的SOMATOM Sensation64技术和Straton零兆金属球管的基础上，在机架内整合了两套64层图像数据采集系统使得整个机架在完成90°旋转后即可获得一幅优质影像。机架旋转一周为0.33s，但只需完成90°旋转后即可完成图像采集，所以其时间分辨率达到了83ms，实现了单扇区数据的采集与重建，克服了“多扇区重建技术”带来的诸多弊端，极大地提升了图像质量并有效提高了诊断正确率。但由于存在诸多亟待需要解决的问题，其实际价值还有待大量的临床验证。

尽管目前CT技术已经在工业、安检、医疗等领域取得了巨大的成功，但由于工程应用条件的复杂性和多样性，对CT技术的进一步发展提出了更高的要求。在CT扫描过程中经常会遇到被扫描物体自身运动的情况，特别是在生物活体CT成像中。例如在医疗CT扫描过程，由于人体器官的固有运动，CT影像经常存在运动伪影，导致图像模糊、重影等，严重降低了CT图像的质量，有时让放射科医生无法诊断或引起误诊，甚至导致医疗事故。人体器官在正常的新陈代谢过程中会存在多种生理性的运动，包括心脏的跳动、肺部的呼吸运动、脉搏的跳动、肠胃的蠕动等等。这些器官的运动，除去呼吸可以通过摒息来控制，其他多数运动都很难使之暂时停止。另外，一些无法自我控制身体运动的特殊群体，如帕金森患者、幼儿、没有自我控制能力的精神病人等，都可能在CT扫描过程中存在较大幅度的肢体运动。所有上述运动会不可避免地在MSCT图像中形成运动伪影，导致图像质量变差，甚至扫描失败。因此，研究抑制和消除运动伪影的技术对于CT成像具有重要现实意义。

在摒住呼吸的情况下，健康人体在10秒钟内其头部的平均运动位移约为0.35mm，在目前最新的多层螺旋CT(Multi-slice CT,MSCT)图像只有0.4mm分辨率的情况下，不会在图像中产生严重的运动伪影。而人体躯干部分的器官，由于受心跳、肠胃蠕动等运动的影响更大，运动会比头部更明显。特别是对病人而言，由于其身体的控制能力变弱，其运动幅度可能会超过lmm甚至更多，可能会导致严重的运动伪影，影响CT图像的质量。

减少运动伪影的根本办法是提高成像的速度，以减少扫描过程中器官自身运动带来的影响。但是，现有MSCT通过滑环技术实现X光机和探测器围绕人体快速旋转，以完成CT扫描。目前最快的扫描速度是0.25秒/圈，受离心力、材料强度等多方面限制，这个速度巳经是业内的极限，在未来几年内很难有大的突破。除了MSCT，其他医疗CT、工业CT扫描速度更是远远低于0.25秒/圈。因此，单纯地依靠提高扫描速度是无法做到完全消除运动伪影的。

近来，J.Zhang和G.Yang等人提出了一种基于碳纳米管场发射技术的阿达玛多路复用X射线成像（Hadamard multiplexing radiography,HMR）方法，该方法允许探测板在同一时间同时探测来自多个光源的X射线，这多个X射线源沿着CT扫描轨迹进行空间分布，这种方法完全不需要CT扫描机架旋转。此外，由于碳纳米管场制发射的机制，X射线源信号可以很容易地调制形成不同的波形。基于阿达玛多路复用原理，CT扫描过程中可以采用基于多像素的X射线源的碳纳米管的X线摄影，从而提高曝光剂量来达到减少运动伪影的目的，提高图像的信噪比。但是这种方法使用的射线源信号必须是可以调制的。

目前抑制运动伪影的另外一个技术是门控技术（Gating），该技术在心脏成像中已经有相当应用，通过门控技术（Gating）把MSCT的扫描数据按照心脏相位进行分组，分别进行图像重建，然后利用图像融合技术得到最终的CT图像。这种门控技术带来的问题是一些X射线投影数据没有得到有效地使用，大大增加了心脏成像的辐射剂量。而医疗照射己经成为全民最大的人为电离辐射来源，减少CT检查的X射线剂量是关系到全体社会公众及其后代健康的重大课题。

目前CT扫描采用步进的方式进行连续扫描，一个扫描周期内可以获得很多不同角度的投影图像（目前能达到约1000帧）。X光球管功率越高，在每一次投影曝光中发射的X光子数量也越多，进而花费更少的时间来确保投影图像能够获得足够的曝光剂量，这样就很好的提高了扫描速度。然而为了保证发射足够多的电子，射线源的阴极灯丝电流必须增加，这对阴极灯丝和阳极靶的寿命是有害的。换句话说，在高速旋转模式下，X射线管必须工作在高功率的情况下才能在极短的曝光时间内保证图像的清晰度，而高功率的工作会大大缩短射线管的寿命。

现有的计算机断层扫描（CT）技术主要是通过提高扫描装置的旋转速度来减少成像的运动伪影。目前最快的扫描速度是0.25秒/圈，受离心力、材料强度等多方面限制，这个速度已经是业内的极限，在未来几年内很难有大的突破。除了MSCT，其他医疗CT、工业CT扫描速度更是远远低于0.25秒/圈。因此，单纯地依靠提高扫描速度是无法做到完全消除运动伪影的。

【发明内容】

本发明的首要目的在于提供一种相邻双X射线源CT成像系统。

本发明的另一目的在于提供所述的相邻双X射线源CT成像系统的应用。

本发明的目的通过以下技术方案实现：一种相邻双X射线源CT成像系统，包括X光源和探测器；所述X光源为相邻双X光源，所述相邻双X光源与所述探测器正相对设置。

所述相邻双X光源发射的光子剂量相同。

所述相邻双X光源平行于旋转平面。

所述X光源优选为X射线光源；

所述探测器的圆心位于旋转中心；

所述旋转中心是指相邻双X光源与探测器同步旋转的中心。

所述探测器优选为圆弧探测器。

一种处理上述相邻双X射线源CT成像系统得到的投影图像的分离和重建算法，包括如下步骤：

（1）假设在双光源下的第N个投影表示为y_N，单光源下第N个投影表示为x_N。一个旋转周期内总的投影数目为M。假设原始投影序列为X=[x₁,...,x_N,...,x_M]^T，那么，重叠的投影序列Y=[y₁,...,y_N,...y_M]^T与原始投影序列的线性变换有以下关系：

Y=SX    （a）

其中，矩阵S只由元素1和0组成，1表示光源存在，0表示不存在。其定义的具体形式如下：

$S=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& ...\\ 0& 1& 1& ...\\ ...& ...& ...& ...\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]---\left(b\right)$

其中，矩阵的每一行向量中的1的位置表示射线源存在的位置，0表示光源还没有旋转到的位置。

（2）假设矩阵S的维数M=4，实际的投影图像采集过程可以用简洁的矩阵表示为：

$\left[\begin{array}{c}{y}_1\\ y_2\\ y_3\\ y_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& 0\\ 0& 1& 1& 0\\ 0& 0& 1& 1\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{x}_1\\ x_2\\ x_3\\ x_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{x}_1+x_2\\ x_2+x_3\\ x_3+x_4\\ x_4+x_1\end{array}\right]---\left(c\right)$

矩阵S的行数为M，并且必须满足条件θ·M=360°；对于足够大的M，探测器的弧度角φ满足L·θ≤φ<(L+1)·θ，这表示在经过L次投影之后探测器旋转过的位置与第一次所在位置已经完全分开的了；在对S矩阵进行行变换操作之后，原始投影信号序列x_i可以从重叠信号序列y_i中恢复过来，如公式(d)所示：

$x_i=x_i+{(-1)}^L{x}_{i+L}=y_i-y_{i+1}+y_{i+2}-\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;+{(-1)}^L{y}_{i+L}=\underset{n=0}{\overset{L}{\mathrm{\&Sigma;}}}{(-1)}^n{y}_{i+n}---\left(d\right)$

这里，i+n>M意味着y_i+n=y_i+n-M。

（3）采用扇束反投影算法对投影数据进行原始投影图像的重建。

所述的相邻双X射线源CT成像系统可应用于医疗CT或工业CT中。

所述的工业CT优选为放射曝光剂量较大的工业CT。

本发明的发明机理为：本发明的相邻双X射线源CT成像系统中，两个光源位置是相邻的，扫描物体时候同时开启，这样在扫描一周之后能够得到一系列重叠的投影图像，然后通过分离算法将重叠的投影图像分离成单光源下的投影图像，最后进行图像重建。

两个相邻的X射线源标分别记为S1、S2，θ角表示两个光源相对于旋转中心的张角。假设光源与探测器的旋转速度为ω，连续投影采样的时间间隔为δt，那么就有关系θ=ω·δt。在两次连续采集投影图像的动作中，两个光源经过旋转之后，S2光源取代上次投影采集时刻S1光源的位置。在整个扫描过程中，两个光源同时开启，并且每个射线源发出的射线都要覆盖整个的被扫描物体。

该系统的工作方式与单光源普通CT一样，都是旋转光源探测器对物体进行扫描，所不同的是两个光源同时工作，这样每个X光射线管的工作功率可以降低一半，延长了射线管的使用寿命。另外双光源同时开启得到重叠投影图像的方式提高了投影图像的曝光剂量，从而降低成像所需的曝光时间，达到减少运动伪影的目的。

本发明相对于现有技术具有如下的优点和技术效果：

（1）本发明采用相邻双X射线源同时工作，一方面可以降低每个光源的工作功率从而延长射线管的使用寿命，另一方面可以有效减少图像的运动伪影。

（2）本发明的实现成本低，不需要对现有的CT设备做很大的结构改进；可以应用于医疗CT或放射曝光剂量较大的工业CT中。

【附图说明】

图1为现有技术中的CT成像系统。

图2为实施例1的相邻双X射线源CT成像系统。

图3为实施例1的相邻双X射线源CT成像系统的旋转示意图。

图4为实施例1的相邻双X射线源CT成像系统的成像过程流程图。

图5为实施例1的图像的采集和重建结果图；其中：a)上半部分为重叠投影的余弦图，下半部分为分离后的正弦图；b)为Shepp-Logan模型图；c)为基于分离之后的投影的重建图像。

【具体实施方式】

下面结合实施例和附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的保护范围并不限于此。

实施例1

如图2所示，一种相邻双X射线源CT成像系统，包括X光源和探测器；所述X光源为相邻双X光源S1和S2，所述相邻双X光源与所述探测器正相对设置。

所述相邻双X光源发射的光子剂量相同。

所述相邻双X光源平行于旋转平面。

所述X光源为X射线光源；

所述探测器的圆心位于旋转中心；

所述旋转中心是指相邻双X光源与探测器同步旋转的中心。

所述探测器为圆弧探测器。

一种处理上述相邻双X射线源CT成像系统得到的投影图像的分离和重建算法，包括如下步骤：

（1）假设在双光源下的第N个投影表示为y_N，单光源下第N个投影表示为x_N。一个旋转周期内总的投影数目为M。假设原始投影序列为X=[x₁,...,x_N,...,x_M]^T，那么，重叠的投影序列Y=[y₁,...,y_N,...y_M]^T与原始投影序列的线性变换有以下关系：

Y=SX    （a）

其中，矩阵S只由元素1和0组成，1表示光源存在，0表示不存在。其定义的具体形式如下：

$S=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& ...\\ 0& 1& 1& ...\\ ...& ...& ...& ...\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]---\left(b\right)$

其中，矩阵的每一行向量中的1的位置表示射线源存在的位置，0表示光源还没有旋转到的位置。

（2）假设矩阵S的维数M=4，实际的投影图像采集过程可以用简洁的矩阵表示为：

$\left[\begin{array}{c}{y}_1\\ y_2\\ y_3\\ y_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& 0\\ 0& 1& 1& 0\\ 0& 0& 1& 1\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{x}_1\\ x_2\\ x_3\\ x_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{x}_1+x_2\\ x_2+x_3\\ x_3+x_4\\ x_4+x_1\end{array}\right]---\left(c\right)$

矩阵S的行数为M，并且必须满足条件θ·M=360°；对于足够大的M，探测器的弧度角φ满足L·θ≤φ<(L+1)·θ，这表示在经过L次投影之后探测器旋转过的位置与第一次所在位置已经完全分开的了，如图3所示，从图3可以看出，(S1，S2)_N表示两个射线源在一个旋转周期内第N个投影位置。在这对射线源与探测器旋转L×θ度之后，第L个投影y_L与第一次投影y₁就完全分开了；在对S矩阵进行行变换操作之后，原始投影信号序列x_i可以从重叠信号序列y_i中恢复过来，如公式(d)所示：

$x_i=x_i+{(-1)}^L{x}_{i+L}=y_i-y_{i+1}+y_{i+2}-\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;+{(-1)}^L{y}_{i+L}=\underset{n=0}{\overset{L}{\mathrm{\&Sigma;}}}{(-1)}^n{y}_{i+n}---\left(d\right)$

这里，i+n>M意味着y_i+n=y_i+n-M。

（3）采用扇束反投影算法对投影数据进行原始投影图像的重建：

针对二维图像的扇束重建方式采用Shepp-Logan模型来模拟在双光源下的投影，其结果对于三维锥束投影重建效果是相同的。在本次实验中，两个X射线源相对于旋转中心的张角为1°。圆形轨道的半径为60cm，即D=60cm。探测器的张角为φ=32°。投影图像的采样角度均匀的分布在区间[0°,360°]内，采集间隔角度为θ=2π360。φ在区间[-16°,16°]之间均匀分布着128个线像素，结果如图5所示，其中：a）给出了重叠投影和分离后的正弦图，b）为Shepp-Logan模型图像，c）为基于分离后的投影重建出来的图像。从图5可以看出，基于本算法重建出来的图像能够很好的再现原始图像。

本发明的相邻双X射线源CT成像系统的成像过程流程图如图4所示；从图4可以才看出，两个X射线源发出的射线透过被照射目标被弧形探测器探测，采集到一系列重叠的投影图像。然后采用本文提供的分离方法进行分离，得到单光源照射下的投影图像，最后运用扇束反投影算法对投影数据进行原始投影图像的重建。

本发明的相邻双X射线源CT成像系统中，两个光源位置是相邻的，扫描物体时候同时开启，这样在扫描一周之后能够得到一系列重叠的投影图像，然后通过分离算法将重叠的投影图像分离成单光源下的投影图像，最后进行图像重建。

两个相邻的X射线源标分别记为S1、S2，θ角表示两个光源相对于旋转中心的张角。假设光源与探测器的旋转速度为ω，连续投影采样的时间间隔为δt，那么就有关系θ=ω·δt。在两次连续采集投影图像的动作中，两个光源经过旋转之后，S2光源取代上次投影采集时刻S1光源的位置。在整个扫描过程中，两个光源同时开启，并且每个射线源发出的射线都要覆盖整个的被扫描物体。

该系统的工作方式与单光源普通CT一样，都是旋转光源探测器对物体进行扫描，所不同的是两个光源同时工作，这样每个X光射线管的工作功率可以降低一半，延长了射线管的使用寿命。另外双光源同时开启得到重叠投影图像的方式提高了投影图像的曝光剂量，从而降低成像所需的曝光时间，达到减少运动伪影的目的。

以上所述本发明的具体实施方式，并不构成对本发明保护范围的限定。任何根据本发明的技术构思所作出的各种其他相应的改变与变形，均应包含在本发明权利要求的保护范围内。

Claims (7)

1.一种相邻双X射线源CT成像系统，包括X光源和探测器；其特征在于，所述X光源为相邻双X光源，所述相邻双X光源与所述探测器正相对设置。

2.根据权利要求1所述的相邻双X射线源CT成像系统，其特征在于，所述相邻双X光源发射的光子剂量相同。

3.根据权利要求1所述的相邻双X射线源CT成像系统，其特征在于，所述相邻双X光源平行于旋转平面。

4.根据权利要求1-3任一项所述的相邻双X射线源CT成像系统，其特征在于，所述X光源为X射线光源。

5.根据权利要求1所述的相邻双X射线源CT成像系统，其特征在于，所述探测器为圆弧探测器。

6.一种处理权利要求1-5任一项所述的相邻双X射线源CT成像系统得到的投影图像的分离和重建算法，其特征在于，包括如下步骤：

（1）假设在双光源下的第N个投影表示为y_N，单光源下第N个投影表示为x_N；一个旋转周期内总的投影数目为M；假设原始投影序列为X=[x₁,...,x_N,...,x_M]^T，那么，重叠的投影序列Y=[y₁,...,y_N,...y_M]^T与原始投影序列的线性变换有以下关系：

Y=SX    （a）

其中，矩阵S只由元素1和0组成，1表示光源存在，0表示不存在；其定义的具体形式如下：

$S=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& ...\\ 0& 1& 1& ...\\ ...& ...& ...& ...\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]---\left(b\right)$

其中，矩阵的每一行向量中的1的位置表示射线源存在的位置，0表示光源还没有旋转到的位置；

（2）假设矩阵S的维数M=4，实际的投影图像采集过程可以用简洁的矩阵表示为：

$\left[\begin{array}{c}{y}_1\\ y_2\\ y_3\\ y_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{cccc}1& 1& 0& 0\\ 0& 1& 1& 0\\ 0& 0& 1& 1\\ 1& 0& 0& 1\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{x}_1\\ x_2\\ x_3\\ x_4\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{x}_1+x_2\\ x_2+x_3\\ x_3+x_4\\ x_4+x_1\end{array}\right]---\left(c\right)$

矩阵S的行数为M，并且必须满足条件θ·M=360°；对于足够大的M，探测器的弧度角φ满足L·θ≤φ<(L+1)·θ，这表示在经过L次投影之后探测器旋转过的位置与第一次所在位置已经完全分开的了；在对S矩阵进行行变换操作之后，原始投影信号序列x_i可以从重叠信号序列y_i中恢复过来，如公式(d)所示：

$x_i=x_i+{(-1)}^L{x}_{i+L}=y_i-y_{i+1}+y_{i+2}-\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;+{(-1)}^L{y}_{i+L}=\underset{n=0}{\overset{L}{\mathrm{\&Sigma;}}}{(-1)}^n{y}_{i+n}---\left(d\right)$

这里，i+n>M意味着y_i+n=y_i+n-M；

（3）采用扇束反投影算法对投影数据进行原始投影图像的重建。

7.权利要求1-5任一项所述的相邻双X射线源CT成像系统应用于医疗CT或工业CT中。