CN102121908B - 一种ct系统及信号处理方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种CT系统及信号处理方法，该CT系统包含：X射线源阵列和小型的平板探测器，所述的X射线源阵列和小型平板探测器水平方向共轴。所述的X射线源阵列包含：电子扫描射线源和准直器金属靶，该扫描射线源与一准直器金属靶相连；所述的X射线源阵列和所述的小型平板探测器阵列分别固定在一个可旋转支架的两端；位于旋转支架两端的X射线源阵列和小型平板探测器围绕物体沿着一个圆形或是螺旋形轨迹旋转。另一种X射线阵列，还可以，由放置在被扫描物周围的碳纳米X射线源形成一个三维的阵列；所述的碳纳米X射线源产生的X射线源阵列与小型探测器构成CT系统。本发明还提出一种针对这种新的CT扫描系统的图像压缩重建方法。

Description

一种CT系统及信号处理方法

技术领域

本发明涉及CT系统的新设计及新的图像重建方法，特别涉及一种CT系统及信号处理方法。

背景技术

现有的CT系统的结构示意图如图1所示，它使用了大面积的探测器，一般有40X30cm²，提高了仪器的生产成本和体积，同时由于整体覆盖被扫描物体，故对扫描物体的辐射剂量大，对人体造成不同程度的伤害。

近来信息理论的最新进展，压缩传感原理，已经在最优或是近最优的信号重构中，特别是不完全线性测量的重构中被证明了其优越之处。这些理论很快被改编运用到核磁共振图像重建中。而本发明第一次改编并运用这些理论于CT系统。

发明内容

本发明的目的在于，为克服传统CT系统扫描病人的放射剂量大扫描时间长，以及散射效应等问题，从而提出一种CT系统及信号处理方法。

为了实现上述发明目的，它的独特设计在于X射线源的排列模式，以及扫描束轨迹安排。这使得物体的采样可以达到最佳。发明的另一项独特之处在于它的重构算法，特别是它使用的压缩传感于优化采样方案。这个新系统可以用于医疗，如：人脑或人体的扫描，或是工业用扫描仪(如：设备的瑕疵、损伤、疲劳)，也可用于古生物复原或考古学的研究等。系统减少了X射线平板探测器的大小，从而有效地降低了仪器的生产成本和体积。

本发明提出的一种CT系统，其特征在于，所述的CT系统包含：X射线源阵列和小型平板探测器，所述的X射线源阵列和小型平板探测器水平方向共轴设置。

所述的X射线源阵列包含：一扫描射线源，所述的扫描射线源与一准直器金属靶相连，该准直器金属靶用于产生并限制X射线只能通往小型平板探测器；

其中，所述的X射线源阵列和所述的小型平板探测器阵列分别固定在一个可旋转的支架的两端，通过支架的运动，所述的X射线源阵列和小型平板探测器围绕待扫描物体同步旋转运动。

所述的准直器金属靶，该准直器金属靶为均匀的开若干孔的金属板，用于保证每一通过准直器金属靶的某个孔的X射线源和小型平板探测器形成一个覆盖部分物体的扇束区。

所述的小型平板探测器采用用于快速记录扫描数据的光子计数探测阵列，该光子计数探测阵列包含位于小型平板探测器上的若干个小半导体探测器。

所述的X射线源阵列，还可以，由放置在被扫描物周围的若干碳纳米X射线源形成一个三维阵列X射线源。

所述的X射线源阵列，其排列方式由优化方法得到，通过随机排列及实验效果决定各个点源的位置。

所述的优化方法具体包含如下步骤：

1)X射线源的位置通过简单的计算机模拟随机产生；

2)通过现有的CT模拟程序，代入1)中相应源的位置，模拟相应的采集信号；

3)CT图像最后由本专利提到的重建方法获得；

4)计算病人所受到的辐射剂量，该剂量可简化为正比于X射线源的数目；

5)反复通过以上1)～4)中所述的的模拟计算，可以得到X射线源位置和图像质量以及病人所受辐射剂量的曲线关系，并由此可以决定最佳的X射线源的排列方式。

一种CT系统的信号处理方法，所述的CT系统包含：X射线源阵列和小型平板探测器，所述的X射线源阵列和小型平板探测器水平方向共轴设置；所述的方法用于还原该CT系统扫描的物体形成图像输出，该方法具体包含如下步骤：

11)设定X射线源阵列扫描物体，对物体进行随机采样；

12)小型平板探测器记录采样得到的数据；

13)针对采样得到的数据，采用图像压缩重建方法恢复扫描物体图像，具体包含如下步骤：

首先用导数或二阶导数求得物体的稀疏变换，具体公式如下：

或

其中，f函数代表被扫描的物体，而

则为被扫描物体的稀疏变换；

然后，在限制条件(Af-y)^T(Af-y)＝0，或(Af-y)^T(Af-y)＜ε，下将L1范数的稀疏变换最小化，还原不完全采样的物体，形成图像输出；其中，矩阵A为CT的投影矩阵，y为探测器记录的数据。

所述的最小化的方法包含内点法、牛顿迭代法、共轭梯度法或迭代条件模式法，具体公式如下：

$\underset{\∀f}{\min }{\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{l1},s.t.{\left|\right|\mathrm{Af}-y\left|\right|}_{l2}^2\≤\mathrm{\ϵ}.$

此外，纳米技术的进展，特别是碳纳米管X射线源的产生，使得在CT系统中使用X射线阵列成为可能。把多个X射线源按一定模式排列，这项发明可以在CT扫描中实现随机采样从而使得压缩传感的理论得以充分应用。除纳米X射线源外，使用特别设计准直器的扫描束X射线源也可以用来提供类似的X射线阵列。这种扫描束X射线源的好处在于它的价格低廉。它和这项发明中使用的小型探测器一起，使得整个系统的价格非常低廉。

本发明的优点在于，它可以使得病人所受的放射剂量和扫描时间大大减少，这项发明提供了高分辨率，低辐射，高时间分辨率(实时三维图形)，及可能的多光谱图像处理技术，这对于诊断及放射治疗特别是新兴高端的图像控制的精准定位放射治疗(IGRT)是十分有用的。

附图说明

图1为传统CT结构示意图；

图2为本发明的CT结构示意图；

图3为本发明的一种具体CT系统的工作方式示意图；

图4为本发明的一种CT系统的具体结构，包含扫描射线源，准直器金属靶和小型平板探测器；

图5为本发明的一种CT系统的旋转支架示意图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明进一步说明，但不应该以此限制本发明的保护范围。

1.多源和小型探测器CT构型

这项发明采用了一个CT系统新的构型设计。它使用了多个X射线源位置，即X射线源阵列和小型的探测器。这种设计大大降低了整个系统的成本。

如附图1和附图2所示，附图1显示了常规CT扫描仪的构型设计，它使用了大面积的探测器，一般有40X30cm²，附图2显示了本发明的CT扫描仪设计，它的探测器面积被缩减到常规CT的十分之一。

它的X射线源位于不同的位置，从而每一队X射线源和探测器形成了一个小的扇束区，覆盖了扫描物体的一部分。在扫描过程中，X射线源阵列和探测器围绕物体沿着一个圆形或是螺旋形轨迹旋转，如附图3所示。

小的探测器和X射线束覆盖减小了电子的开普敦散射效应，从而提高了重构图像质量。

2.随机采样技术

我们注意到，当使用这种新型结构设计的时候，扫描物体在每个投射角度并不像常规设计那样被X射线束整体覆盖，这使得辐射剂量大大减少。一般来说这同时意味着图像质量变差，因为采集的数据的减少。但如果我们仔细选择X射线束的投射，并使用有效的重构算法，被扫描物体可以被完全还原出来。根据压缩传感理论，一个X射线束的自然选择就是对于线性测量的随机采样。使用这种采样，物体可以从X射线投射中完全重构出来，尽可能有效地利用所采集的数据，降低庸余程度。假如物体的稀疏变换存在的话。这个变换实际上可以通过最小总差异(TV)正规化而来的梯度变换发现。此外在这个发明中我们提议使用二阶导数来增加稀疏度，这使得重构结果更完善准确，我们在下面会详细说明。随机采样方式可以通过实验来验证，一旦确定，同样的方式可以重复用于别的物体或是病人。

3.压缩传感重构技术

因为测量(X射线成像)的采样严重不足，使用常规反变换来还原物体是不太可能而且很不稳定的。重构因此需要被扫描物体额外的信息，即先验知识。在这个发明中，这个先验知识就是物体的“稀疏”性质。它在很多场合例如人体和别的物体中被证明了是可靠的，并已经应用到人体的核磁共振成像中。我们需要找到一种变换使得物体在变换后的空间中是稀疏的。这里我们使用以前提到过的导数和二阶导数。压缩传感技术显示，使用被稀疏物体的L1 norm，我们就可以从不完全采样测量中完全还原物体。由此我们导出了下面的方程来解决L1优化的问题。

${\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{l1}=\∫\sqrt{f_x^2+f_y^2+f_z^2}\mathrm{dxdydz}---\left(1\right)$

$\underset{\∀f}{\min }{\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{l1}s.t.{\left|\right|\mathrm{Pf}=s\left|\right|}_2^2\≤\mathrm{\ϵ},---\left(2\right)$

方程(1)也可以用下面的方程替代

${\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{l1}=\∫\sqrt{f_{\mathrm{xx}}^2+f_{\mathrm{yy}}^2+f_{\mathrm{zz}}^2}\mathrm{dxdydz}---\left(3\right)$

这里的f函数代表被扫描的物体，而

则为稀疏变换。在满足投影定理的前提下，最小化

可以实现最优化的重建图像。优化的算法一般可以用几种迭代方法来解决，比如说interior point方法，牛顿迭代，共轭梯度方法和iterated conditionmode方法。

4.扫描束对比碳纳米管X射线阵列

一旦“随机”采样的图样被确定，X射线源需要被排列成一定模式来实现采样。我们可以使用电磁控制的电子扫描束击打在多个靶极来实现它。

这样一个系统包含一个CT可旋转的支架，旋转支架的示意图如图5所以，该系统还包含一个扫描源和与之相对的探测阵列，如附图4所示。

这个扫描源和探测器有一个共同的轴，相同的扫描范围。探测器可以在横向做得更窄。在采集过程中一个电子束被电磁引导穿过射线源的传送靶极，停留在每个准直器孔洞后，从而限制X射线只能通往探测器。探测器阵列对每一个X射线源位置都做读取，形成一个部分视图的二维图像。对比于支架的旋转射线源的扫描是很快速的。传送靶极由以铍为基底材料的钨铼薄膜构成。在支架C型臂上的光子计数探测阵列是一种直接转换型的探测器。它是一种平铺的4×4的探测器阵列混合，每一个混合包括一个CdZnTe附着在一个用于光子探测和计数的半导体芯片上。

射线源的快速扫描要求很快的读取速度，这是因为对每个射线源位置，每一个探测器都要做数据读取。使用光子计数要求很快的计数速度(要达到每秒每信道几百万次计数)。光子计数的探测器可以达到这种速度。光子计数的探测器还有一个额外的好处，对比于能量集成型的探测器，它能增加探测的量子效率。

最近科学家成功的用碳纳米管产生了X射线。这个技术突破可能对放射学，放射医疗及机场行李扫描仪产生革命性影响。在常规的X射线系统中，电子从加热的钨丝中释放出来，并在真空管中加速直到击打到金属靶极上而产生X射线。因为X射线是从单一源中产生的，三维图像处理比如说CT扫描是十分复杂的。有了纳米管后，三维扫描仪可以用一系列纳米管构建而不使用钨丝。当加上电压以后，通过一种叫做场发射的量子效应，每一个纳米管发射电子。这样的系统被认为适合三维扫描，因为利用加上或是撤去电压，单个纳米管开关的速度可以到毫秒级别。

本发明也可以结合新的纳米技术，而不是使用上述的电子扫描束的方法。纳米X射线源可以放置在被扫描物周围形成一个三维的阵列，然后通过一定的次序被激活，从而产生一系列X射线扫过人体。电子化的开和关可以产生扫描束而不需要仪器的机械移动。这种扫描技术可以足够快地提供实时三维图像处理，从而帮助改善在射线治疗中的肿瘤定位。这种纳米管会比常规X射线管昂贵，但在机械设备上要比现在CT需要的节省很多。

5.扫描轨迹和X射线源的安排

这个发明一个重要的方面是扫描束轨迹的设计，或者是相应的纳米管X射线源的位置。这决定了采样的速率和病人所受辐射剂量，及更重要的图像质量。如上所述，采样模式在压缩传感理论中是十分重要的，最优的模式通过实验来决定。这个最优的方法也取决于重构算法，这也包含在这个发明中。

该方法利用计算机随机数模拟产生X射线源的位置，并通过现有的CT模拟程序，代入相应源的位置，模拟相应的采集信号。CT图像最后由本专利提到的重建方法获得。同时，病人所受到的辐射剂量可简化为正比于X射线源的数目。通过反复重复以上的模拟计算，可以得到X射线源位置和图像质量以及病人所受辐射剂量的曲线关系，并由此可以决定最佳的X射线源的排列方式。

最后所应说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制。尽管参照实施例对本发明进行了详细说明，本领域的普通技术人员应当理解，对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，都不脱离本发明技术方案的精神和范围，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。

Claims (2)

1.一种CT系统的信号处理方法，所述的CT系统包含：X射线源阵列和小型平板探测器，

所述的X射线源阵列和小型平板探测器水平方向共轴设置，所述的X射线源阵列，由放置在被扫描物周围的若干碳纳米X射线源形成一个三维阵列X射线源；

所述的X射线源阵列，其排列方式由优化方法得到，该方法具体包含如下步骤：

首先，用计算机模拟随机产生X射线源的初级位置；然后通过现有的CT模拟程序，代入相应源的初级位置，模拟相应的采集信号，并用重建方法获得CT图像；最后计算病人所受到的辐射剂量，该剂量可简化为正比于X射线源的数目；反复通过以上所述的模拟计算，得到X射线源位置和图像质量以及病人所受辐射剂量的曲线关系，并由此可以决定最佳的X射线源的排列方式；

在扫描过程中，X射线源阵列和小型平板探测器围绕物体沿着一个圆形或螺旋形轨迹旋转；

所述的X射线源阵列包含：一扫描射线源，所述的扫描射线源与一准直器金属靶相连，该准直器金属靶用于产生并限制X射线只能通往小型平板探测器，所述的小型平板探测器采用用于快速记录扫描数据的光子计数探测阵列，该光子计数探测阵列包含位于小型平板探测器上的若干个小半导体探测器，其中，所述的X射线源阵列和所述的小型平板探测器阵列分别固定在一个可旋转的支架的两端，通过支架的运动，所述的X射线源阵列和小型平板探测器围绕待扫描物体同步旋转运动，

所述的方法用于还原该CT系统扫描的物体形成图像输出，该方法具体包含如下步骤：

1）设定X射线源阵列扫描物体，对物体进行随机采样；

2）小型平板探测器记录采样得到的数据；

3）针对采样得到的数据，采用图像压缩重建方法恢复扫描物体图像，具体包含如下步骤：

首先用导数或二阶导数求得物体的稀疏变换，具体公式如下：

${\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{L1}=\∫\sqrt{f_x^2+f_y^2+f_z^2}\mathrm{dxdydz}$ 或 ${\left|\right|\mathrm{\φ}\left(f\right)\left|\right|}_{L1}=\∫\sqrt{f_{\mathrm{xx}}^2+f_{\mathrm{yy}}^2+f_{\mathrm{zz}}^2}\mathrm{dxdydz};$

其中，f函数代表被扫描的物体，而||φ(f)||_L1则为被扫描物体的稀疏变换；

然后，在限制条件(Af-y)^T(Af-y)=0,或(Af-y)^T(Af-y)<ε下，将L1范数的稀疏变换最小化，还原不完全采样的物体，形成图像输出；其中，矩阵A为CT的投影矩阵，y为探测器记录的数据。

2.根据权利要求1所述的信号处理方法，其特征在于，所述的最小化的方法包含内点法、牛顿迭代法、共轭梯度法或迭代条件模式法，具体公式如下：

$\underset{\&ForAll;f}{\min }{\left|\right|\mathrm{\&phi;}\left(f\right)\left|\right|}_{L1},s.t.{\left|\right|\mathrm{Af}-y\left|\right|}_{L2}^2\&le;\mathrm{\&epsiv;}.$

Images