专利名称：Ct扫描仪的制作方法
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。
背景技术：
医用CT扫描仪虽然进步很快，但是依然存在一些缺点。一、CT扫描仪庞大笨重。现有的CT扫描仪采用X射线源(传统CT球管配上高压电源有一百多公斤重)和探测器一起旋转的方式进行扫描。由于需要转动的载荷很重，为了保证足够的刚度和强度，CT扫描仪的转盘、轴承，以及支持系统都要加厚、加重，进而导致整个扫描仪非常笨重。
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二、扫描仪速度提升受限。由于CT球管的旋转受到离心力的制约，虽然现在扫描一周可以在0. 24s内完成，但是扫描速度已经接近理论极限，很难再实现有效的提高。而这个速度依然不能满足心血管等运动器官或组织的成像要求。为了提高成像速度，缩短成像时间，必须解决CT球管所受的离心力制约问题。这个问题的解决办法就是让X射线源静止。电子束CT扫描仪就是其中的一个解决方案。但是由于电子束CT扫描仪的特殊构造，其电子束是在靶环外面通过线圈实现的偏转，所以体积庞大，未能实现360度断层扫描，以及全身任意位置的扫描。随着纳米管技术的发展，场发射阴极逐渐开始应用到X射线源中。人们开始利用场发射阴极制作静态X射线源。基于场发射阴极X射线源的新型CT扫描仪方案目前也存在好几种，不过基本原理相同。它们都是利用场发射阴极体积小的特点，用许多个小模块做成可以多焦点发射的X射线源，取代X射线源的旋转。CN201210211462. 9揭示了一种静态能量分辨CT扫描仪，包括电源系统、X射线源系统、探测器系统、数据采集系统和计算机。X射线源系统包括一环形X射线源及一环形前准直器环形X射线源包括若干基于碳纳米管的X射线源模块，环形前准直器上分布若干准直器狭缝，每个X射线源模块对应一准直器狭缝。探测器系统包括位于环形X射线源内侧的两环形探测器，环形探测器之间具有狭缝，环形探测器由若干探测器模块组成，探测器模块对X光子进行能量分辨。探测器系统后接数据采集系统，数据采集系统与计算机相连。X射线源发出的X光子依次通过环形前准直器狭缝与环形探测器之间的狭缝投射到对面的探测面上(请参阅图1)。由于环形探测器所需要的探测器模块数太多，导致成本太高，另外，环形探测器系统无法像传统CT扫描仪安装后准直器，吸收康普顿散射光子，所以信噪比也不太好。

发明内容
有鉴于此，有必要提供一种辐射低、成像快、信噪比好的CT扫描仪。本发明提供的CT扫描仪，包括机架、X射线源、转盘以及探测器系统。X射线源，设置于所述机架上，由X射线源模块组成；转盘，设置于所述X射线源的内侧；探测器系统，设置于转盘上，由多个探测器组成，所述探测器呈弧形，由探测器模块组成，其中，所述探测器与转盘保持相对静止，所述转盘旋转，所述X射线源在所述机架上保持静止状态。本发明实施方式中CT扫描仪通过将X射线源固定在机架上，探测器系统固定在转盘上，通过旋转转盘，X射线源保持静止，有效的提高了成像速度，降低了辐射剂量，减轻了重量。


图1为本发明背景技术中CT扫描仪的结构；图2为本发明一实施方式中CT扫描仪的结构图；图3为本发明一实施方式中CT扫描仪中的X射线源的结构图； 图4为本发明另一实施方式中CT扫描仪中的X射线源的结构图；图5为本发明第三实施方式中CT扫描仪中的X射线源的结构图；图6为本发明一实施方式中单个X射线源的工作示意图；图7为本发明一实施方式中转盘、探测器与前准直器的结构关系图；图8为本发明一实施方式中探测器的结构图；图9为本发明一实施方式中CT扫描仪工作示意图；图1OA以及图1OB为本发明一实施方式中热阴极X射线源工作流程时序图；图11为本发明一实施方式中奇数个探测器与前准直器时探测器中心与焦点平面在轴向上的位置关系图；图12为本发明一实施方式中偶数个探测器与前准直器时探测器中心与焦点平面在轴向上的位置关系图；图13为本发明一实施方式中X射线源示意图(360个模块)。
具体实施例方式下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。在本发明的描述中，术语“内”、“外”、“纵向”、“横向”、“上”、“下”、“顶”、“底”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明而不是要求本发明必须以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。请参阅图2，图2所示为本发明第一实施方式中CT扫描仪的结构图。在本实施方式中，CT扫描仪，包括机架(图未示)、X射线源10、转盘20以及探测器系统。在本发明其他实施方式中，为了减少病人吸收的辐射剂量，CT扫描仪还包括多个前准直器40。在本实施方式中，X射线源10设置于所述机架上。请参阅图3，图3所示为本发明实施方式中X射线源10的结构图。在本实施方式中，X射线源10由X射线源模块组成。在本实施方式中，X射线源10呈环形。在本实施方式中，X射线源10的一侧为阳极200有序排列在一起组成的环，X射线源10的另一侧为阴极100和棚极300有序排列在一起组成的环。在本实施方式中，X射线源10的内径范围是20cm 200cm。请参阅图4，图4所示为本发明另一实施方式中X射线源10的结构图。在本实施方式中，X射线源10由X射线管组成。请参阅图5，图5所示为本发明第三实施方式中X射线源10的具体结构图。在本实施方式中，X射线源10呈弧形。在本实施方式中，X射线源10由X射线源模块组成。在本发明其它实施方式中，X射线源10也可以由X射线管组成。
请参阅图6，图6所示为本发明实施方式中单个X射线源的工作示意图。在本实施方式中，所述X射线源模块包括阴极100、阳极200、栅极300以及聚焦极 400。在本实施方式中，阴极100可以采用热电子发射方式，也可以采用场发射方式。在采用热电子发射方式时，阴极100采用热电子发送效率高的阴极，它包含六硼化镧阴极、钡钨(如铝酸盐、钨酸盐、钪酸盐等)阴极、氧化物(如含Ba、Sr、Ca的三元碳酸盐)阴极等。在采用场发射方式时，阴极100采用能够实现场致发射的阴极，它包括碳纳米管阴极、尖锥阵列阴极(六硼化镧、硅、钨)、薄膜(金刚石、类金刚石、CNTs等)阴极等。阳极200的材料可以为铜、钨、钥、铼、石墨等。在本实施方式中，栅极300设置于所述阴极100与所述阳极200之间，控制电子的发射。请参阅图7，图1所示为本发明实施方式中转盘20、探测器30与前准直器40的结构关系图。转盘20，设置于所述X射线源10的外侧。探测器系统，设置于转盘20上，由多个探测器30组成。多个前准直器40，数量与所述探测器30的数量相同，设置于转盘20上，与所述探测器30错落放置。在本实施方式中，前准直器40上设有准直缝。在本实施方式中，所述前准直器40与所述探测器30以及转盘20保持相对静止，所述转盘20旋转，所述X射线源10在所述机架上保持静止状态。在本发明其他实施方式中，多个前准直器的数量也可以与所述X射线源模块的数量相同，且固定在所述X射线源10内侧的X射线出口处。此时，所述探测器30以及转盘20保持相对静止，所述转盘20旋转，所述X射线源10与多个前准直器40在所述机架上保持静止状态。请参阅图8，图8所示为本发明实施方式中探测器30的结构图在本实施方式中，所述探测器30呈弧形，由探测器模块310组成。在本实施方式中，所述探测器30以其对面的X射线源10上的焦点为圆心。在本实施方式中，前准直器40的视野正好覆盖对面的探测器30，其作用是通过吸收的方式控制X射线的照射范围，探测器30接收范围外的X射线全部被前准直器40吸收掉，其目的是减少病人吸收的辐射剂量。
特别地，当探测器30的数目为3个，前准直器40的数目为3个时，三个探测器30可以同时工作。这样，转盘20只需要旋转三分之一周，就能完成扫描一周的任务，因此可以降低转盘20的旋转速度，缩短成像时间。特别地，当探测器30的数目大于I个时，例如为N个，N个探测器30可以同时工作。这样，转盘20只需要旋转N分之一周，就能完成扫描一周的任务，因此可以降低转盘20的旋转速度，缩短成像时间。请参阅图9,图9所示为本发明实施方式中CT扫描仪工作示意图。在本实施方式中，CT扫描仪的工作模式如下当阴极为热电子工作模式(即阴极为热阴极材料)时，给阴极100加热，使其达到发射热电子的温度(一般在1000摄氏度以上)，与此同时，在阴极100和栅极300之间加载 电场，电场方向由阴极100指向栅极300，电压范围是100V 1000V，目的是抑制热电子的发射；在阳极200和栅极300之间加载电场，电场方向由阳极200指向栅极300，电压范围是60kV 140kV，用于给进入该区域的热电子加速，让其轰击阳极200产生X射线。请参阅图1OA以及图10B，图1OA以及图1OB为本发明一实施方式中热阴极X射线源10工作流程时序图。在本实施方式中，纵坐标上的电场强度指得是热电子工作模式时栅极和阴极之间的电场强度，纵坐标上的束流强度指得是产生X射线的强度。在本实施方式中，当阴极为热电子工作模式(即阴极为热电子材料)时，当转盘20上前准直器40的准直缝对准到某个阳极200焦点时(第i个)，通过控制电路，让该阳极200焦点所对应的阴极100和栅极300之间抑制热电子发射的电场强度降低，或者为零(如图1OA所示)。这时，被抑制的热电子便发射出来，穿过栅极300，在栅极300与阳极200之间的高压电场下加速，轰击到阳极200上产生X射线。当准直缝转过该焦点时，其对应的阴极100和栅极300之间的抑制电场恢复如旧，继续抑制该阴极100上的热电子发射。随着转盘20的旋转，当前准直器40的准直缝对准下一个阳极200焦点(第i+1个)时(如图1OB所示)，下一个阳极200焦点所对应的阴极100和栅极300便开始重复上一个阴极100和栅极300的工作流程。当阴极为场发射工作模式(即阴极为场发射材料)时，在阴极100和栅极300之间加载电场，电场方向与热阴极工作模式相反，由栅极300指向阴极100，电压范围是100V 10000V,目的是通过外加强电场将电子从阴极材料中拉出来；在阳极200和栅极300之间加载电场，电场方向由阳极200指向栅极300，电压范围是60kV 140kV，用于给进入该区域的电子加速，让其轰击阳极200产生X射线。除了产生电子的方式不同外，基于场发射阴极的CT扫描仪扫描成像模式和热阴极一样，此处不再赘述。在CT扫描仪工作时，X射线源10在机架上处于静止状态，探测器系统和前准直器40跟随转盘20 —起旋转。在本实施方式中，旋转方向可以顺时针，也可以逆时针。请参阅图11，图11所示为本发明实施方式中奇数个探测器30与前准直器40时探测器中心与焦点平面在轴向上的位置关系图。 在本实施方式中，探测器30与前准直器40的数目是奇数，X射线从两个探测器30之间的狭缝出射，透过成像物体60照射到对面的探测器30上，探测器30的中心所在的平面可以与X射线源10的焦点所在的平面重合。请参阅图12，图12所示为本发明实施方式中偶数个探测器30与前准直器40时探测器中心与焦点平面在轴向上的位置关系图。在本实施方式中，探测器30与前准直器40的数目是偶数，探测器30的中心所在的平面无法与X射线源10的焦点所在的平面重合，因此X射线无法从两个探测器30之间的狭缝出射，正好照到对面的探测器40上。在本实施方式中，图12的X射线源10与探测器30在轴向的位置布局也能实现扫描成像，不过为了保证投影数据的完整性，轴向扫描范围会比图12布局的宽，因而增加了人体吸收的辐射剂量。请参阅图13,图13所示为X射线源10示意图(360个模块)。在本实施方式中，X射线源10呈环形，直径为120cm，在圆周上等间距分布360个 X射线源模块，阴极100为热电子发射工作模式。每个X射线源模块上带有栅极300，X射线源模块的直径小于10mm，三个准直器40位于转盘20上。为了描述的方便，将每个阴极100、栅极300和对应的阳极200称为一个X射线源模块，并进行编号，从I到360。(I)单高压在整个成像过程中，X射线源10上所有的X射线源模块的栅极300和阳极200之间的高压只有一个值，比如140kV，这和传统CT扫描仪的电压一样。(2)双高压在整个成像过程中，X射线源10所有的X射线源模块的栅极300和阳极200之间的高压依次存在两个值，分别为第一高压以及第二高压，比如奇数编号的X射线源模块的高压是第一高压，为80kV，偶数编号的X射线源模块的高压是第二高压，为140kV。在开始采集数据时，随着转盘20的旋转，三个前前准直器40的准直缝分别对应到I号、121号、241号X射线源模块，三个X射线源模块在控制电路的操作下，栅极300的电压下降，热电子穿过栅极300在第一高压的加速下打到阳极200上；随着转盘20的继续旋转，当三个前准直器40的准直缝离开I号、121号、241号模块时，3个模块的栅极300的电压恢复原值，电子发射停止；当3个前准直器40的准直缝开始分别对应到2号、122号、242号X射线源模块时，2号、122号、242号X射线源模块的栅极300的电压下降，热电子穿过栅极300在第二高压的加速下打到阳极200上；依次循环......⑶三高压在整个成像过程中，X射线源10所有的X射线源模块的栅极300和阳极200之间的高压依次存在三个值，分别为第一阶梯电压、第二阶梯电压以及第三阶梯电压，比如I
号、4 号、......、121 号、124 号、......、241 号、244 号、......等编号为 3n+l (n > = 0)的
X射线源模块的高压是第一阶梯电压，为60kV, 2号、5号、.......122号、125号、.......
242号、245号.......等编号为3n+2(n>=0)的X射线源模块的高压是第二阶梯电压，
为 90kV,3 号、6 号、....... 123 号、126 号、......>243 号、246 号、......等编号为 3n+3 (n
>=0)的X射线源模块的高压是第三阶梯电压，为140kV。其中，n为0到119的整数。工作过程和双高压类似，此处不再赘述。本实施方式中的CT扫描仪采用多个探测器30并行工作的方案，在单位时间内采集的投影角度数保持不变的情况下，降低了转盘20的旋转速度，进而降低了对转盘20的刚度和强度的要求，可以减轻CT扫描仪的总重量；在转速保持不变的情况下，相对于单个探测器系统，可以有效缩短采集一周投影数据所需要的时间。本发明实施方式中CT扫描仪通过将X射线源10固定在机架上，探测器系统与多个前准直器40固定在转盘20上，通过旋转转盘20，X射线源10保持静止，避免了笨重的X射线源10的旋转(传统CT球管配上高压电源有一百多公斤重)，降低了对CT扫描仪机械系统的要求，有效的提高了成像速度，降低了辐射剂量，减轻了重量。虽然本发明参照当前的较佳实施方式进行了描述，但本领域的技术人员应能理解，上述较佳实施方式仅用来说明本发明，并非用来限定本发明的保护范围，任何在本发明的精神和原则范围之内，所做的任何修饰、等效替换、改进等，均应包含在本发明的权利保 护范围之内。
权利要求
1.一种CT扫描仪,包括机架；X射线源，设置于所述机架上，由X射线源模块组成；转盘，设置于所述X射线源的内侧；探测器系统，设置于转盘上，由多个探测器组成，所述探测器呈弧形，由探测器模块组成；其中，所述探测器与所述转盘保持相对静止，所述转盘旋转，所述X射线源在所述机架上保持静止状态。
2.如权利要求1所述的CT扫描仪，其特征在于，所述X射线源模块包括阴极、阳极以及栅极，其中每个X射线源模块的阴极有序排列在一起，每个X射线源模块的阳极有序排列在一起，每个X射线源模块的栅极有序排列在一起，形成所述X射线源。
3.如权利要求1所述的CT扫描仪，其特征在于，还包括多个前准直器，数量与所述探测器的数量相同，设置于所述转盘上，与所述探测器错落放置。
4.如权利要求1所述的CT扫描仪，其特征在于，还包括多个前准直器，数量与所述X射线源模块的数量相同，位于X射线源模块的X射线出口处，与所述X射线源保持静止状态。
5.如权利要求3或4所述的CT扫描仪，其特征在于，所述前准直器的视野覆盖对面的所述探测器，用于约束X射线的出射范围。
6.如权利要求5所述的CT扫描仪，其特征在于，所述前准直器上设有准直缝。
7.如权利要求6所述的CT扫描仪，其特征在于，所述X射线通过所述准直缝经成像物体打在与所述前准直器相对应的所述探测器上。
8.如权利要求2所述的CT扫描仪，其特征在于，所述X射线源中的多个X射线源模块中的阳极与栅极之间设有一高电压。
9.如权利要求2所述的CT扫描仪，其特征在于，所述X射线源中的奇数编号的X射线源模块的阳极与栅极之间设有第一高电压，偶数编号的X射线源模块的阳极与栅极之间设有第二高电压。
10.如权利要求2所述的CT扫描仪，其特征在于，所述X射线源中的3η+1(η >= O)编号的X射线源模块的阳极与栅极之间设有第一阶梯电压，3η+2 (η > = O)编号的X射线源模块的阳极与栅极之间设有第二阶梯电压，3η+3(η>= O)编号的X射线源模块的阳极与栅极之间设有第三阶梯电压。
全文摘要
一种CT扫描仪，包括机架、X射线源、转盘以及探测器系统。X射线源设置于机架上，由X射线源模块组成；转盘，设置于X射线源的内侧；探测器系统，设置于转盘上，由多个探测器组成，探测器呈弧形，由探测器模块组成，其中，探测器与转盘保持相对静止，转盘旋转，X射线源在机架上保持静止状态。本发明实施方式中CT扫描仪有效的提高了成像速度，降低了辐射剂量，减轻了重量。
文档编号A61B6/03GK102988076SQ20121053309
公开日2013年3月27日 申请日期2012年12月11日 优先权日2012年12月11日
发明者代秋声, 徐如祥, 高飞, 刘猛, 郁朋, 徐品 申请人:苏州生物医学工程技术研究所