核辐射剂量场分布进行实时成像测量的新方法：阵列式吸收发光CT法（下）

TIME：2020/9/13 来源： 点击数：

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三、系统构成
　　整个系统分为四个部分：前端探测系统、机械旋转扫描系统、定点数据采集系统、数据处理及图像重建系统，见图1.

图1

图2　闪烁光纤阵列构成的核探测器

　设计的前端探测系统是由多根闪烁光纤构成的，其产生的闪烁光通过光导光纤耦合至CCD进行数据读取.因此，由于各根光纤性能的不一致，端面处理及反光特性的差异，传输效率和光耦合效率的不同，以及可能受到的损伤而引起性能的改变等等，必将会致使相同的输入，有不相同的输出响应.同时，还有光学成像系统的光损失及CCD光敏元的不均匀性等.为此，构造的阵列式前端探测器在实际应用中一般还须进行坪场修正.所谓坪场修正，就是对敏根光纤在CCD上获取的输出响应数据乘以一修正因子，使它们各自的综合性能保持一致，即具有相同的场强与电信号的转换特性.

　　2.机械旋转扫描系统
　　我们提出的用阵列式吸收发光CT法探测剂量场强度分布的构想.为此需要设计运动机架以带动探测器在180°范围内进行等角度旋转扫描.根据机械系统的要求，可选择步进电机作为驱动部件.因为步进电机特点是定位精度高，无累积误差，因此被广泛应用于开环数控系统.设计的步进电机控制电路采用集成模块结构，与微机直接相联，能同时控制两组步进电机，其功能强、响应速度快，可靠性高.原理框图见图3.

图3　步进电机控制电路的原理框图

　　3.定点数据采集系统
　　因在实际应用中仅需对感兴趣相对应传送投影数据的数量较少的均匀光斑进行采集，故可借鉴通常静态图像慢速数据采集系统所采用的方法，提出了定点数据采集方法.定点采集系统通过对视频同步信号的计数控制，产生A/D变换器的启动信号，采集相应时刻的视频数据信号后送入计算机进行处理.系统的硬件主要分为视频信号定点控制和数据变换采集两大部分，其结构框图见图4.

图4　定点采集系统结构框图

　　定点控制是根据监视器屏幕二维空间上某点的位置，确定与其相对应的一维视频信号中该点的时刻.定点控制电路的原理框图如图5所示.

图5　定点控制电路原理框图       定点控制的硬件部分设计为一块PC机的插件，其通过I/O总线与微机相连，采用并行方式交换数据和信息.系统在开始采集时，首先由主机给出控制信号，打开视频同步信号的控制门，由场同步信号对行脉冲计数器(计数器一)和列脉冲计数器(计数器二)清零，并同时启动计数器一，开始计数.在行脉冲主数达到比较器一的预置值时，产生一级控制信号.一级控制信号对列脉冲计数器(计数器二)清零，随后启动计数器二.计数器二通过对10MHZ晶体振荡器产生脉冲的计数，可以将每一行视频信号划分为520个图像点.当计数器达到比较器二的预置值时，产生二级控制信号.二级控制信号一方面启动ADC，另一方面产生一个计算机中断服务，该服务将此时所采集的数据写入缓冲区.同时，二级控制信号将计数器二清零. 　　数据采集系统用可编程逻辑芯片GAL来实现寻址，在中断信号INT作用下，启动A/D变换器进行运行.通过中断服务程序进行读数控制，获得数据，并进行存储和予处理工作.这样，将实验数据整理成文件，以供进一步分析和处理. 　　4.系统软件设计 　　系统软件整体程序结构是接收操作者命令，完成机械扫描控制，数据采集，数据处理，图像重建，和图形显示和等操作.设计思想是将系统软件分成几个相对独立的功能模块，每个功能模块构成一个可执行文件*.EXE.其宗旨将是编写小程序，然后采用堆积木的方式，以构成大程序.而这对于一个大系统是必要的.系统软件包括如下几个部分： 　　(1)菜单管理部分，负责与用户接口. 　　(2)采集部分，包括步进电机控制测量点的确定、参数的选择、数据采集、中断服务等. 　　(3)数据预处理部分，包括采集数据坏点的剔除和对投影数据的移动平滑处理. 　　(4)图像重建部分.滤波涵数及参数的选择、重建方式的选择，实现图像重建过程. 　　(5)显示部分，包括三维立体显示，伪彩色，等高线等，实现对重建图像的特征显示. 四、实验结果与误差分析 　　本实验利用活度为5，000居里的60Co放射源，将由一定厚度和形状的铅砖(见图6，其中左边(一号)为一中心是三角型空心铅砖，其边上有几个小孔；中间(二号)为一中心是花瓣型的空心铅砖；右边(三号)一斜坡铅块)置于剂量场中，根据不同位置对射线吸收的差异，以构造具有某种场分布的剂量场.再用研制的阵列式闪烁光纤探测器对所构造的剂量场进行数据测量，并进行相应的各种数据处理，以重建该剂量场的强度分布.实验的处理结果如下： 图6　模拟剂量场时所用的铅砖 　　图7和图8为将一号铅砖置于剂量场中，探测器对其模拟的场强分布进行数据测量，重建的三维图形.其中：图7为对测量的投影数据未经坪场修正，图10则为经过坪场修正后的处理结果.图9为将三号铅砖置于一号铅砖之上，对所测量的数据(经过坪场修正)，进行重建后该剂量场强度分布的三维图形.图10为将二号铅砖置于剂量场中，探测器在其下面进行数据测量，并对测量的数据经过坪场修正后，重建该剂量场强度分布的三维图形.图11和图12为将三号铅砖置于二号铅砖之上，探测器对构造的剂量场进行数据测量，所重建该剂量场强度分布的三维图形.其中图11未经坪场修正，图12则经过坪场修正. 　　　　　　　　 图7　剂量场重建图像一 图8　剂量场重建图像二 图9　剂量场重建图像三 　　　　　　　　　 图10　剂量场重建图像四 图11　剂量场重建图像五 图12　剂量场重建图像六

      影响测量系统精度的主要因素有：前端探测系统的随机误差；不同滤波函数对重建图像质量的影响；闪烁光纤芯直径大小对重建精度的影响；数据采样速率所产生的影响；探测器旋转中心偏移产生的影响.
　　对于本文所设计的阵列式闪烁光纤探测器(有效探测区域100mm×100mm)，将其放置所构造的剂量场中进行实时成像测量，根据理论推导和实验结果的数据分析，可估算可能导致的各种误差［9］，以综合评估系统的性能.若输入的投影数据，其相对误差不超过±3%，则模拟实验和计算表明，重建误差可控制在3%左右.对于直径为1mm的光纤，获取的投影数据平均相对误差经折算约为0.5%，重建平均相对误差约为0.4%.投影方向数一般小于7个时，则完全不能重建.当方向数增加，则重建图像误差逐渐减小.采样频率的选取同样应满足Niquist定理，否则，会影响图像重建精度及空间分辨.对于一般的剂量场分布，若不考虑各种其他因素的影响，当投影方向数为60，采样间隔等于1mm时，图像重建精度是非常高的.通过模拟运算，其重建场平均相对误差非常小，约百分之零点几.中心偏移对重建图像质量的影响十分大.在制作阵列式闪烁光纤探测器时，一定要切实注意精确地确定其旋转中心位置，否则，会产生很大误差，甚至导致变形.若中心偏差控制在不超过0.1个象素点，则产生的重建误差可控制在2.0%以内.
　　综合各种因素，本系统的成像测量的总体平均相对误差可控制在5%以内，空间分辨率不低于1mm.

　　1.前端探测系统
　　由纤芯是闪烁材料构成的光纤能适应E＞5kev的X射线、γ射线及其它射线的辐照探测.但直到现在，获得的主要研究成果是涉及在高能粒子物理中的应用［5，6］.闪烁光纤对带电粒子比x射线和γ射线灵敏，这是由于光纤纤芯的直径较x射线或γ射线与其作用产生次级电子的有效射程相比太小，一般仅很少部分能量沉积在光纤纤芯中，以产生闪烁光.而在所涉及测量的能量范围内，主要作用机制是康普顿效应，这是由于构成光纤的材料是低Z所决定的，因此光电效应和电子对效应都相对较弱［7］.
　　根据γ刀及其它剂量场和其与闪烁体相互作用的特点，我们提出了阵列式吸收发光CT测量方法，并据此构造前端探测器.探测器设计为：由若干个一定长度的特种闪烁光纤水平紧密放置构成一平面光纤阵列，其一端端面覆盖反射层，以提高其输出光响应，另一端可耦合至光接收器(CCD).所设计的阵列式闪烁探测器与光接收器CCD，通过光导光纤连一成体，并将其加固，构成前端探测系统.探测器在剂量场中，将所吸收的辐射能转换成光能，经线积分后，再通过光导光纤引出.并在光接收器的光敏区形成了按一定间隔排列的光束，从而将剂量场强度信号转换成视频电信号.
　　由塑料闪烁光纤阵列构成的探测器，具有如下特点［8］
　　(1)较短的衰减时间(即无长余辉)，约2～3ns.
　　(2)性能稳定.探测器是有辐射损伤的，但经实际测量在102GY辐照量以下探测器受到的损伤不甚明显.
　　(3)光传输性能好.光衰减长度可达500cm.
　　(4)结构简单、使用寿命长等.

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