处理任务在传输到计算机之前事先完成初步的 处理，它将控制器编辑的各种采集顺序所获得的数据编译成帧和块的数据格式，以标准的 帧和块的数据结构交给主控制计算机进行处理。有时我们也可以将一部分对帧和块数据的 预处理功能放在数据预处理器内部完成，或者将这部分数据处理放在传输到主控制计算机 后，由主控制计算机完成。这部分预处理包括但不限于对单个像素的偏差校正、硬化校正、 帧数据的平场校正、帧数据或块数据的几何校正、时间漂移校正、能量校正、散射线抑制等。
[0073] 现有技术中的多排螺旋CT由于X射线源需要持续旋转，在旋转过程中，需要通过 滑环接触方式或者无线传输方式将数据传送的计算机。与现有的多排螺旋CT相比，本静态 实时CT成像系统采用速度和可靠性更好的光纤实现并行传输数据，传输数据流量增大，数 据信号可靠性提高，系统结构更清晰合理，产品的可靠性和一致性更好。这样可以有效保证 三维重建算法的实时性。
[0074] 如图16所示，并行重建模块将重建完成的体素数据传至可视化图像处理器，通过 多种成熟的可视化算法向观察者提供各种视图的数据，包括但不限于实时投影二维图、实 时3D彩色渲染图、内窥镜模拟图、表面渲染图、实时多窗口灰度吸收图、实时能量调色板图 和实时DSA(DigitalSubtractionAngiography,数字减影）图。一般地，提供可视化图像 的速度可以达到每秒钟25个帧或块，理论上可以达到每秒1024帧（即1024fps)或块以上 的重建速度，完全可以满足人眼对动态图像观察的需要，极大提高了本静态实时CT成像系 统应用在介入治疗手术中的可能性。
[0075] 图17所示为环形扫描X射线源中的几个扫描X射线源发出指向光子计数探测器 模组的窄束X射线。该窄束X射线穿过人体后，在与X射线源相对的光子计数探测器模组 上形成X射线的投影。这些投影数据可以用来重建人体的三维图像。
[0076] 如图18所示，分时控制一组扫描X射线源和与该扫描X射线源相对应的光子计数 探测器模组，按照一定的顺序发射窄束X射线，控制与扫描X射线源相对应的光子计数探测 器模组，分别采集相对应的窄束X射线透过人体后在光子计数探测器模组上的曝光信息。 多个窄束X射线可以构成一组扇束X射线，完成对被检测人体的覆盖。在扫描时序控制器 控制下，每个窄束X射线可以分时发射。这种窄束X射线依次轮替曝光的方式可以大幅度 降低散射线对成像的影响，相比传统的扇束CT成像系统具有更高的信噪比和更高的高频 空间分辨率。
[0077] 扫描时序控制器可以控制不同空间位置的光子计数探测器以及与之对应的窄束X 射线源以不同的顺序工作，并能形成多种不同的射束投射流程，形成高速的窄射束旋转模 式、高速的扇束旋转模式、分区并行旋转模式、以及非旋转的其它扫描时序控制模式。这些 不同的扫描时序控制模式可以帮助本静态实时CT成像系统完成高速扫描、高精度扫描、低 散射扫描或者其他不同类型扫描的复合模式。
[0078] 在申请号为200910022100. 3的中国专利文献中，公开了散射射线分布可以近似 认为服从正态分布。对于一维的情况，一条窄束X射线穿过被投照物体后，在X方向各位置 上的射线（包括直射线和散射射线）强度分布可用如式（1)所示：
[0080] 其中，〇表示被投照物体的特性，大小由其密度及厚度决定，u表示窄束X射线在 X方向的位置。
[0081] 参见图19,来自焦点的直射X射线投照到光子计数探测器模组时，会形成散射射 线，形成射线分布图。其中，中心位置的黑色块为中心射线投影区，它作为信号采集区用来 采集来自焦点的直射射线；中心位置周围圆形所代表的区域为散射射线分布区域，散射射 线主要分布在该区域。为保证采集图像的质量，需要对散射射线进行一定的处理。
[0082] 通过控制扫描X射线源和光子计数探测器的工作时序，采用按照一定时序扫描的 扫描X射线源和可以控制采集位置的光子计数探测器，确保在某一个瞬间只有一个足够小 的区域得到X射线的曝光，并且只有这个区域的光子计数探测器的像素处于采集状态，而 其它光子计数探测器的像素区域处于不响应状态。这样，散射射线对有效的采集区域的贡 献将大大减小。理论上，当射线仅仅指向单一像素，而仅有这个单一像素处于采集状态时， 散射射线的贡献将趋近于零。
[0083] 通过上述原理可知：采集区域面积越小，散射射线的贡献率也越小。在满足在每 一个时刻只有单一像素或者很小的区域对指向性X射线进行采集，而其它区域并不进行X 射线的采集的条件下，其它方向X射线发生的散射影响到有效采集像素的散射成分几乎为 零，所以有效采集区域的像素或单一有效像素所采集到的信号将完全来自直射射线。
[0084] 基于上述原理，本发明提供了以下4种扫描时序控制模式以及对应于这几种时序 控制模式的扫描控制方式，具体可以参见图20Α~图20C以及图21Α~图21D。在下列的具 体实施例中，假定其中的每个环形扫描X射线源的单个区域有4*8(行*列）个准直孔，所 有这4*8个准直孔都瞄准一个特定的光子计数探测器模组。实际应用可以有多种扫描X射 线源的准直孔设计，例如64*256个准直孔可以实现高密度窄束叠加曝光，获得更高的空间 分辨率，但是这样需要牺牲一定的速度。
[0085] 参见图20Α，在第一种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在高速扫描模式 下，此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下，分时控制16个扫描X射线源中的右 边8个工作，每个工作的扫描X射线源采用逐点逐行的发射时序，同时控制相对应的光子计 数探测器像素采集每一次每一个准直孔发出的窄束X射线的曝光信息。最后的扫描结果 参见图20Α的下半部分。对于一个每层256点共64层的扫描X射线源单元矩阵来说（即 64*256个准直孔），若扫描频率为25ΚΗζ(在实际应用中，扫描频率可以设置在10~200ΚΗζ 范围内），那么每层的扫描时间为256*(1/25000) = 0.01024,扫描速度为25000/256 = 97. 6fps(framespersecond,每秒帧数），也就是说在0.01024秒内完成了 256个窄束射线 的曝光和采集（256/25000 = 0. 01024)，扫描完64层的单元矩阵的时间为（256*64)/25000 =0. 65536秒，即64层扫描所需的时间为0. 01024秒*64 = 0. 65536秒。这个时间段内并 行完成了 8组扫描X射线源的完整曝光，另外8组扫描X射线源也需要同样的时间完成所 有曝光，所以一个完整体块的扫描时间为〇. 65536*2 = 1. 31072秒。完整体块的扫描速度 为1/1. 31072 = 0.7629vps(Volumepersecond,每秒处理的体块数）。这里所说的体块是 指一个三维数据块（DataBlock)，每一个体块由许多体素（Voxel)构成。
[0086] 这种扫描方式与当前的64排扇束CT的扫描速度等效，但是具有更高的信噪比， 更低的旋转拖尾效应，更低的X射线剂量和更清晰的图像质量。如果采用4*8组的准直 孔，则扫描速度可以比64*256组的准直孔提高512倍，完成一个完整体块扫描的时间为 1. 31072/512 = 0. 00256秒，每秒可以处理390个完整体块。在这种扫描方式仍然可以等效 64排扇束CT在4次飞焦点扫描条件下的空间覆盖密度，但是扫描速度大幅度提升。如果将 探测器的密度进一步提高，将可以获得更高的空间分辨能力和等效的扫描排数。由于窄束 X射线多次重复投影曝光等效于飞焦点采样，在64排像素的探测器模组上可以获得4*8次 飞焦点的分辨率，直接实现64排4次飞焦点获得256排扫描效果。如果采用64*256准直 孔的扫描X射线源，在径向上将可以等效为64排64次飞焦点获得4096排扫描效果，在圆 周上可以获得256次飞焦点效果，提升圆周方向空间分辨率256倍。
[0087] 参见图20B，在第二种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在高精度扫描模式 下，此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下，分时控制16个扫描X射线源工作，米 用隔点逐行的发射时序，同时控制相对应的光子计数探测器像素，采用隔点逐行的方式采 集窄束X射线的曝光信息，即第一行采集序号为奇数的像素的曝光信息，第二行采集序号 为偶数的像素的曝光信息。扫描时序控制器控制X射线源发射窄束X射线以及光子计数探 测器的时序，最后的扫描结果参见图20B的下半部分。对于一个每层256点共64层的扫 描X射线源单元矩阵来说，隔点扫描时每层的扫描时间为128* (1/25000) = 0. 00512秒，扫 描速度为25000/128 = 195fps，逐行扫描完64层的单元矩阵的时间为（128*64)/25000 = 0. 32768秒。采用8/16个扫描X射线源并行工作，全部体块采集完成时间为0. 32768*2 = 0· 65535 秒。
[0088] 同理，如果扫描X射线源采用4*8个准直孔，则扫描速度在此基础上提升64倍。 4*8个准直孔可以实现径向4次飞焦点扫描和圆周8次飞焦点扫描，等效提升4倍及8倍探 测器的像素密度，增加4倍及8倍的数据量。
[0089] 参见图20C，在第三种扫描时序控制模式中，扫描X射线源工作在低散射模式下， 此时扫描时序控制器在扫描模式寄存器的配合下