在口腔錐形束CT的設計中,X射線源的控制、平板探測器的實時采集以及機械結構的運動這三者的協同工作直接影響成像質量。本文在充分分析平板探測器時序信號特征基礎上,研究利用微處理機控制器(MCU)、復雜可編程邏輯器件(CPLD)和光耦等元件設計并實現同步曝光控制系統。利用該系統獲取投影圖像,分析其穩定性、線性一致性、信噪比(SNR)并進行FDK算法重建,以驗證同步曝光控制系統的設計性能。實驗結果表明該系統性能良好,可滿足三者間的協同工作。
引用本文： 王浩文, 駱毅斌, 徐圓, 張廣鵬, 周凌宏. 口腔錐形束CT同步曝光控制的設計及其驗證. 生物醫學工程學雜志, 2014, 31(6): 1283-1287. doi: 10.7507/1001-5515.20140243 復制
引言
錐形束CT(cone beam computed tomography,CBCT)出現于20世紀90年代后期[1-2]，因其具有輻射劑量小、分辨率高和軸向視野大等優點，廣泛應用于口腔等醫學領域[3-4]。其中專門用于口腔醫學的又稱為口腔CT(或牙科CT)，主要由機架、C形臂、X射線高壓發生器、X射線源和平板探測器等部件構成。系統運行時，C形臂旋轉一周，X射線源出束，平板探測器采集圖像，經過重建獲得三維圖像。口腔CT 具有成本低、占地面積小、劑量較低、分辨率較高以及使用靈活等優點，在口腔醫學領域擁有廣闊的應用前景。本文旨在實現機械結構、X射線源及平板探測器的同步工作，以確保獲取高質量的投影圖像。
1 平板探測器時序信號特征
本研究所使用的探測器是美國Varian公司的PS1313，該平板探測器讀取數據有兩種控制模式，一種是內觸發模式，另一種是外觸發模式。為了與X射線源、機械運動同步并實現對劑量的控制[5]，本研究選擇外觸發模式。探測器有三種采集模式，如表 1所示。通過不同頻率的外觸發信號和不同脈寬的信號，得出在同一模式下平板探測器的采集窗寬是不變的。為了防止出現誤觸發，研究設置了相同的外觸發信號的脈寬與探測器的采集窗口大小。
表1
探測器相關參數
Table1.
Detector-related parameters
為了減少人體輻射劑量，X射線采用脈沖式出束。理想情況下，探測器采集時間、X射線出束時間以及機械結構起止時間一致，就完成一次投影采集。但是由于探測元的遲滯性，在采集完后需要充分放電才能進行下一次采集，因此中間需要停止一段時間，一般是采集周期的2~3個周期；同時C形臂的旋轉可能導致殘影的出現，所以需要停止一段時間后再進行曝光和圖像采集；另外從X射線的開啟到X射線出束穩定，有一個上升時間，所以X射線的開啟時間應該比探測器早。此外，C形臂的旋轉速度和圖像重建與需要采集的投影數有關，C形臂旋轉的速度V為
| $V=\frac{2\pi }{n}\omega ,$ |
其中 n為采集投影數，ω為C形臂旋轉速度。系統的工作時序如圖 1所示。
圖1
掃描時序圖
Figure1.
Scan timing diagram
2 同步曝光控制
2.1 同步曝光控制硬件設計
該實驗硬件系統采用以微處理機控制器(microprocessor controller,MCU)為核心，復雜可編程邏輯器件(complex programmable logic device,CPLD)配合進行控制的模式。其中，MCU使用的是AVR系列的單片機Atmega128[6]，該單片機具有兩個串口，自帶10位A/D轉換器，數據吞吐率達到1 MIPS/MHz，主要用于和個人計算機(personal computer,PC)通信以及對各個信號的處理。CPLD[7] 采用Altera公司的EMP570，具有編程靈活、集成度高、設計開發周期短、適用范圍寬、抗干擾能力強等特點，主要用于產生電機控制的時序脈沖和平板探測器的時序脈沖。在具體方案設計時，由于步進電機屬于大電流負載，X射線源是高電壓設備，而平板探測器使用成本較高，考慮到整個系統的安全與穩定，所以在各個信號之間采用光耦隔離。系統硬件結構如圖 2所示。
圖2
系統硬件框圖
Figure2.
System hardware block diagram
2.2 同步曝光控制軟件設計
本系統的主要信號分為輸入信號和輸出信號，輸入信號包括串口接收信號、電機運動狀態信號、平板探測器狀態信號、X射線源信號。開機時，程序進行初始化，首先進行部件自檢程序，若出現故障則進行警告并提示處理，程序中含有串口發送命令子函數，用于在上位機上提示各種錯誤和處理方法。在曝光時必須檢測運動系統是否復位，若復位正常則等待參數選擇和確認，設定確認以后，系統等待曝光控制信號，檢測到曝光控制信號后，MCU則向CPLD輸出曝光控制信號，CPLD則輸出系統掃描需要的時序，若沒有出現故障則到系統掃描結束后，回復到初始狀態等待下一次掃描。MCU程序流程圖如圖 3所示。
圖3
MCU軟件流程圖
Figure3.
MCU software flow chart
CPLD和MCU的I/O端口都比較豐富，為了使設計簡單有效，本文采用了并行通信。通信時序如圖 4所示。
其中，信號EN為使能端，當EN輸出高電平時，信號無效，只有當MCU檢測到系統正常以后才允許EN使能。CLK則為發送數據的時鐘端，CPLD檢測到時鐘下降沿以后才開始接收數據。
圖4
CPLD和MCU通信時序圖
Figure4.
Communication timing diagram of CPLD and MCU
Data0-3是包含四個并行數據的數據端口，其中N0代表電機運轉方向，N1是電機運行信號，N2是平板探測器信號，而N3則是X射線出束信號。當信號發送完畢后，系統開始工作，/RW返回一個高電平，此時信號可以進行下一個指令。在quartus ii軟件上開發的CPLD程序，頂層文件采用圖形設計[8] ，如圖 5所示，底層文件則采用verilog HDL語言進行設計[9]。
圖 5中包括三個主要模塊：
(1) MCU和CPLD通信模塊(scom)，該模塊是根據圖 4的時序圖設計，其中反饋信號/RW是根據輸出信號和接收信號來判斷輸出，中間利用了異或門和與門來進行合成。
(2) 運動系統控制模塊(motor)，該模塊中除了輸出電機運行所需要的脈沖信號motorstar和方向信號cwccw外，還產生X射線源輸出的同步信號xray以及探測器采集的信號userm。
(3) 平板探測器和曝光控制模塊(scan)，該模塊產生探測器外觸發信號userout，該信號并不是平板探測器的最終信號，而是和電機輸出的信號經過一個與門形成，這樣就達到與運動系統的同步控制。同理X射線源的控制信號xrayout也是需要一個電機同步信號xray通過與門來得到最終的控制信號。
圖5
CPLD頂層設計圖
Figure5.
The top-level design of CPLD
3 投影圖像質量分析
根據前面設計，搭建了實驗平臺，對平板探測器輸出的穩定性、線性一致性和信噪比(signal to noise ratio,SNR)等進行驗證。
3.1 穩定性
為了保證圖像質量，平板探測器必須輸出穩定、一致。在關閉射線源的情況下，打開探測器電源，間隔1分鐘采集一幅未經任何校正的圖像(即暗場圖像)，共采集60幅圖像。在每幅圖像中心區域選取含100個像素的區域塊，由此獲取每幅圖像中該區域塊100個像素的平均值，如圖 6所示。
圖6
暗圖像灰度均值
Figure6.
Mean gray value of dark images
從圖 6可知，探測器的輸出值在開機預熱45 min后均值趨于平穩，說明探測器需要預熱45 min后才可以達到穩定的工作狀態。
3.2 線性一致性
根據平板探測器的特性，在一定的曝光時間內，探測器輸出與入射光子數量有如下關系[10-13]
| $Q(x,y)=B(x,y)+K(x,y)×N(x,y) ,$ |
其中Q(x,y)為(x,y)位置探測器的輸出，B(x,y)為暗電流輸出，K(x,y)是與光強分布、探測元的轉換效率、增益響應有關的系數，N(x,y)為X射線發送到該探測元的光子數，該光子數和曝光量是成倍數關系的，光子數和平板探測器的輸出值(Analog to Digital Units，ADU)是成正比的，實驗室通過ADU與曝光量來評估探測器的線性一致性。在平板探測器預熱后，采用不同的電壓(60、70、80、90 kV)，應用不同的曝光量，經過暗圖像校正后的ADU如圖 7所示。
圖7
四種電壓下的探測器輸出圖
Figure7.
Output figure of four kinds of voltage detector
如圖 7所示，不同電壓下，探測器的輸出值和入射光子量成線性關系，這說明了同步控制系統中的曝光量控制是正確的。
3.3 信噪比
SNR是信號能量與噪聲能量的比值。對于投影圖像p(x,y)來說，包含的有效信號是s(x,y)和噪聲，二者相互獨立，且n(x,y)符合N(0,δ2)分布[14]。根據SNR定義，有
| $SNR=\frac{{{E}_{S}}}{{{E}_{n}}}=\frac{\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{s}^{2}}\left( x,y \right)}}\text{ }}{\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{n}^{2}}\left( x,y \right)}}}\text{ }$ |
由于
| $\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{s}^{2}}\left( x,y \right)}}=MN{{\delta }^{2}}$ |
對于光滑的投影圖像，理想信號的方差為0，則
| ${{D}_{p(x,y)}}={{D}_{s(x,y)}}+{{D}_{n(x,y)}}={{\delta }^{2}}$ |
投影圖像的期望
| ${{E}_{p(x,y)}}={{E}_{s(x,y)}}+{{E}_{n(x,y)}}={{E}_{s(x,y)}}$ |
這樣Es就可以用投影圖像的均值(x,y)作為其估計值，從而SNR可以用來計算。
| $SNR=\frac{{{p}^{2}}\left( x,y \right)}{{{D}_{p}}\left( x,y \right)}$ |
在條件為80 kV，曝光量分別為1.0、1.5、2.0、2.5 mAs時，隨機選取4幅投影圖像中同樣位置的5個5×5的區域，其灰度值、標準差、SNR如表 2所示。
表2
投影的灰度均值、標準差和SNR
Table2.
Projected image gray value，standard deviation and SNR
如表 2所示，在同一電壓下，隨著曝光劑量的增加，圖像SNR越來越大，代表所獲得的投影圖像質量越好，但為了減少人體所受到的輻射，需要通過同步控制系統進行控制以達到劑量和圖像質量的一個最優選擇。
4 重建圖像結果分析
利用以上設計的同步曝光控制的裝置，在高壓發生器電壓80 kV，球管曝光量0.35 mAs的條件下，C形臂掃描一圈，等間隔采集360張投影，掃描對象為CIRS ATOM Max Dental and Diagnostic Head Phantom。利用FDK重建算法[15-16]進行算法重建，FDK算法是Feldkamp等在1984年針對錐束幾何圓形掃描軌跡提出的一種近似三維重建算法，重建圖像如圖 8所示。
圖8
FDK算法重建圖像
Figure8.
FDK algorithm for image reconstruction
如圖 8所示，在沒有進行散射校正和射束硬化校正情況下，重建圖像沒有機械造成的運動偽影，也沒有探測器響應不一致導致的環形偽影，可見同步曝光控制系統能夠勝任系統要求。
5 結論
本研究在充分分析平板探測器時序信號特征的基礎上，設計和實現同步曝光控制系統，通過對投影圖像穩定性、線性一致性和SNR的分析，以及利用獲取的投影圖像進行FDK重建，證明同步曝光控制的設計能滿足成像要求。
引言
錐形束CT(cone beam computed tomography,CBCT)出現于20世紀90年代后期[1-2]，因其具有輻射劑量小、分辨率高和軸向視野大等優點，廣泛應用于口腔等醫學領域[3-4]。其中專門用于口腔醫學的又稱為口腔CT(或牙科CT)，主要由機架、C形臂、X射線高壓發生器、X射線源和平板探測器等部件構成。系統運行時，C形臂旋轉一周，X射線源出束，平板探測器采集圖像，經過重建獲得三維圖像。口腔CT 具有成本低、占地面積小、劑量較低、分辨率較高以及使用靈活等優點，在口腔醫學領域擁有廣闊的應用前景。本文旨在實現機械結構、X射線源及平板探測器的同步工作，以確保獲取高質量的投影圖像。
1 平板探測器時序信號特征
本研究所使用的探測器是美國Varian公司的PS1313，該平板探測器讀取數據有兩種控制模式，一種是內觸發模式，另一種是外觸發模式。為了與X射線源、機械運動同步并實現對劑量的控制[5]，本研究選擇外觸發模式。探測器有三種采集模式，如表 1所示。通過不同頻率的外觸發信號和不同脈寬的信號，得出在同一模式下平板探測器的采集窗寬是不變的。為了防止出現誤觸發，研究設置了相同的外觸發信號的脈寬與探測器的采集窗口大小。
表1
探測器相關參數
Table1.
Detector-related parameters
為了減少人體輻射劑量，X射線采用脈沖式出束。理想情況下，探測器采集時間、X射線出束時間以及機械結構起止時間一致，就完成一次投影采集。但是由于探測元的遲滯性，在采集完后需要充分放電才能進行下一次采集，因此中間需要停止一段時間，一般是采集周期的2~3個周期；同時C形臂的旋轉可能導致殘影的出現，所以需要停止一段時間后再進行曝光和圖像采集；另外從X射線的開啟到X射線出束穩定，有一個上升時間，所以X射線的開啟時間應該比探測器早。此外，C形臂的旋轉速度和圖像重建與需要采集的投影數有關，C形臂旋轉的速度V為
| $V=\frac{2\pi }{n}\omega ,$ |
其中 n為采集投影數，ω為C形臂旋轉速度。系統的工作時序如圖 1所示。
圖1
掃描時序圖
Figure1.
Scan timing diagram
2 同步曝光控制
2.1 同步曝光控制硬件設計
該實驗硬件系統采用以微處理機控制器(microprocessor controller,MCU)為核心，復雜可編程邏輯器件(complex programmable logic device,CPLD)配合進行控制的模式。其中，MCU使用的是AVR系列的單片機Atmega128[6]，該單片機具有兩個串口，自帶10位A/D轉換器，數據吞吐率達到1 MIPS/MHz，主要用于和個人計算機(personal computer,PC)通信以及對各個信號的處理。CPLD[7] 采用Altera公司的EMP570，具有編程靈活、集成度高、設計開發周期短、適用范圍寬、抗干擾能力強等特點，主要用于產生電機控制的時序脈沖和平板探測器的時序脈沖。在具體方案設計時，由于步進電機屬于大電流負載，X射線源是高電壓設備，而平板探測器使用成本較高，考慮到整個系統的安全與穩定，所以在各個信號之間采用光耦隔離。系統硬件結構如圖 2所示。
圖2
系統硬件框圖
Figure2.
System hardware block diagram
2.2 同步曝光控制軟件設計
本系統的主要信號分為輸入信號和輸出信號，輸入信號包括串口接收信號、電機運動狀態信號、平板探測器狀態信號、X射線源信號。開機時，程序進行初始化，首先進行部件自檢程序，若出現故障則進行警告并提示處理，程序中含有串口發送命令子函數，用于在上位機上提示各種錯誤和處理方法。在曝光時必須檢測運動系統是否復位，若復位正常則等待參數選擇和確認，設定確認以后，系統等待曝光控制信號，檢測到曝光控制信號后，MCU則向CPLD輸出曝光控制信號，CPLD則輸出系統掃描需要的時序，若沒有出現故障則到系統掃描結束后，回復到初始狀態等待下一次掃描。MCU程序流程圖如圖 3所示。
圖3
MCU軟件流程圖
Figure3.
MCU software flow chart
CPLD和MCU的I/O端口都比較豐富，為了使設計簡單有效，本文采用了并行通信。通信時序如圖 4所示。
其中，信號EN為使能端，當EN輸出高電平時，信號無效，只有當MCU檢測到系統正常以后才允許EN使能。CLK則為發送數據的時鐘端，CPLD檢測到時鐘下降沿以后才開始接收數據。
圖4
CPLD和MCU通信時序圖
Figure4.
Communication timing diagram of CPLD and MCU
Data0-3是包含四個并行數據的數據端口，其中N0代表電機運轉方向，N1是電機運行信號，N2是平板探測器信號，而N3則是X射線出束信號。當信號發送完畢后，系統開始工作，/RW返回一個高電平，此時信號可以進行下一個指令。在quartus ii軟件上開發的CPLD程序，頂層文件采用圖形設計[8] ，如圖 5所示，底層文件則采用verilog HDL語言進行設計[9]。
圖 5中包括三個主要模塊：
(1) MCU和CPLD通信模塊(scom)，該模塊是根據圖 4的時序圖設計，其中反饋信號/RW是根據輸出信號和接收信號來判斷輸出，中間利用了異或門和與門來進行合成。
(2) 運動系統控制模塊(motor)，該模塊中除了輸出電機運行所需要的脈沖信號motorstar和方向信號cwccw外，還產生X射線源輸出的同步信號xray以及探測器采集的信號userm。
(3) 平板探測器和曝光控制模塊(scan)，該模塊產生探測器外觸發信號userout，該信號并不是平板探測器的最終信號，而是和電機輸出的信號經過一個與門形成，這樣就達到與運動系統的同步控制。同理X射線源的控制信號xrayout也是需要一個電機同步信號xray通過與門來得到最終的控制信號。
圖5
CPLD頂層設計圖
Figure5.
The top-level design of CPLD
3 投影圖像質量分析
根據前面設計，搭建了實驗平臺，對平板探測器輸出的穩定性、線性一致性和信噪比(signal to noise ratio,SNR)等進行驗證。
3.1 穩定性
為了保證圖像質量，平板探測器必須輸出穩定、一致。在關閉射線源的情況下，打開探測器電源，間隔1分鐘采集一幅未經任何校正的圖像(即暗場圖像)，共采集60幅圖像。在每幅圖像中心區域選取含100個像素的區域塊，由此獲取每幅圖像中該區域塊100個像素的平均值，如圖 6所示。
圖6
暗圖像灰度均值
Figure6.
Mean gray value of dark images
從圖 6可知，探測器的輸出值在開機預熱45 min后均值趨于平穩，說明探測器需要預熱45 min后才可以達到穩定的工作狀態。
3.2 線性一致性
根據平板探測器的特性，在一定的曝光時間內，探測器輸出與入射光子數量有如下關系[10-13]
| $Q(x,y)=B(x,y)+K(x,y)×N(x,y) ,$ |
其中Q(x,y)為(x,y)位置探測器的輸出，B(x,y)為暗電流輸出，K(x,y)是與光強分布、探測元的轉換效率、增益響應有關的系數，N(x,y)為X射線發送到該探測元的光子數，該光子數和曝光量是成倍數關系的，光子數和平板探測器的輸出值(Analog to Digital Units，ADU)是成正比的，實驗室通過ADU與曝光量來評估探測器的線性一致性。在平板探測器預熱后，采用不同的電壓(60、70、80、90 kV)，應用不同的曝光量，經過暗圖像校正后的ADU如圖 7所示。
圖7
四種電壓下的探測器輸出圖
Figure7.
Output figure of four kinds of voltage detector
如圖 7所示，不同電壓下，探測器的輸出值和入射光子量成線性關系，這說明了同步控制系統中的曝光量控制是正確的。
3.3 信噪比
SNR是信號能量與噪聲能量的比值。對于投影圖像p(x,y)來說，包含的有效信號是s(x,y)和噪聲，二者相互獨立，且n(x,y)符合N(0,δ2)分布[14]。根據SNR定義，有
| $SNR=\frac{{{E}_{S}}}{{{E}_{n}}}=\frac{\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{s}^{2}}\left( x,y \right)}}\text{ }}{\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{n}^{2}}\left( x,y \right)}}}\text{ }$ |
由于
| $\sum\limits_{x=1}^{M}{\sum\limits_{y=1}^{N}{{{s}^{2}}\left( x,y \right)}}=MN{{\delta }^{2}}$ |
對于光滑的投影圖像，理想信號的方差為0，則
| ${{D}_{p(x,y)}}={{D}_{s(x,y)}}+{{D}_{n(x,y)}}={{\delta }^{2}}$ |
投影圖像的期望
| ${{E}_{p(x,y)}}={{E}_{s(x,y)}}+{{E}_{n(x,y)}}={{E}_{s(x,y)}}$ |
這樣Es就可以用投影圖像的均值(x,y)作為其估計值，從而SNR可以用來計算。
| $SNR=\frac{{{p}^{2}}\left( x,y \right)}{{{D}_{p}}\left( x,y \right)}$ |
在條件為80 kV，曝光量分別為1.0、1.5、2.0、2.5 mAs時，隨機選取4幅投影圖像中同樣位置的5個5×5的區域，其灰度值、標準差、SNR如表 2所示。
表2
投影的灰度均值、標準差和SNR
Table2.
Projected image gray value，standard deviation and SNR
如表 2所示，在同一電壓下，隨著曝光劑量的增加，圖像SNR越來越大，代表所獲得的投影圖像質量越好，但為了減少人體所受到的輻射，需要通過同步控制系統進行控制以達到劑量和圖像質量的一個最優選擇。
4 重建圖像結果分析
利用以上設計的同步曝光控制的裝置，在高壓發生器電壓80 kV，球管曝光量0.35 mAs的條件下，C形臂掃描一圈，等間隔采集360張投影，掃描對象為CIRS ATOM Max Dental and Diagnostic Head Phantom。利用FDK重建算法[15-16]進行算法重建，FDK算法是Feldkamp等在1984年針對錐束幾何圓形掃描軌跡提出的一種近似三維重建算法，重建圖像如圖 8所示。
圖8
FDK算法重建圖像
Figure8.
FDK algorithm for image reconstruction
如圖 8所示，在沒有進行散射校正和射束硬化校正情況下，重建圖像沒有機械造成的運動偽影，也沒有探測器響應不一致導致的環形偽影，可見同步曝光控制系統能夠勝任系統要求。
5 結論
本研究在充分分析平板探測器時序信號特征的基礎上，設計和實現同步曝光控制系統，通過對投影圖像穩定性、線性一致性和SNR的分析，以及利用獲取的投影圖像進行FDK重建，證明同步曝光控制的設計能滿足成像要求。
