基于FPGA 的心臟掃描自動管電流調制控制系統設計與分析

朱 炯，李康，徐亦飛

(明峰醫療系統股份有限公司，浙江 紹興 312000)

0 引言

目前在使用的心臟掃描降低輻射劑量的方法主要是采用雙源CT，加快掃描轉速并使用前瞻式掃描來實現[1-4]。

采用單源CT 實現低劑量心臟掃描是加強單源CT使用范圍的途徑。而單源CT 普遍采用的是回顧式掃描方式，采用FPGA為核心的心臟掃描自動管電流調制控制系統設計，實時監測外部輸入的心臟信號，結合自動管電流調節技術，實現類前瞻式心臟掃描方法，在保持圖像質量的前提下，降低輻射劑量，且可根據圖像重建范圍調整管電流自動調節區域。

1 心臟掃描自動管電流調制算法的實現

回顧式心臟掃描重建算法是一種在整個掃描期間持續曝光，但是在重建時只使用心臟舒張期對應的一部分數據的算法。相對于前瞻式掃描，回顧式掃描的優點在于重建時可任意選擇不同的期相，增加了掃描成功率。其缺點在于，不論如何選擇期相，總有很大一部分數據沒有用于重建。

心臟掃描自動管電流調制算法可以控制管電流在用戶指定的時相附近進行大電流曝光，保證圖像質量，在其他位置則使用較小的電流，降低劑量。

1.1 算法的內容

算法實現時首先需要根據上一次R 波的位置預測下一個R 波的時間。假設病人的心跳是穩定的，則有：

其中，TrCurr是最新一個R 波的時間戳，TrPrev是上一個R波的時間戳，TrNext是預測的下一個R 波的時間戳。

在得到了當前R和下一個R 波的時間戳之后，加上用戶指定的重建時相，以及掃描使用的轉速等信息，可以計算重建窗口對應的時間。如圖1 所示，以當前R 波的時間戳為時間軸的0 點，下一個R 波的時間戳記為trr。根據錐束CT 重建原理，需要至少180°加上扇角的投影數據。這些投影對應的時間軸為t2到t3。考慮到管電流的上升和下降本身需要一定的時間，因此需要預留一小段時間。圖中t1到t2段為預留的管電流上升需要的時間，t3到t4為預留的管電流下降需要的時間。管電流本身的上升下降速度與X 射線球管、高壓等都有關系，需要通過測試得到。

圖1 一個心臟掃描過程mA(管電流)變化曲線

重建窗口時間軸信息。以當前R 波時間戳為0，下一個R 波的時間戳為trr，被調制管電流開始上升的時間點為t1，達到預期電流的截止時間為t2，預期電流的結束時間為t3，達到設定最小電流的截止時間為t4。

1.2 控制流程

算法根據平板掃描的數據計算出需要掃描范圍內每圈的mA(管電流)值，由于受到高壓控制器響應速度的限制，每圈的mA 變化個數為K 個點。FPGA 讀取外部編碼信號，計算DOM 的開始點和結束點，在此階段根據角度信息為RAM 的地址，讀取mA 值，將其發送給高壓發生器，從而實現自動管電流調制。

2 FPGA 系統設計

FPGA 上實現心臟掃描自動管電流調制控制主要包括數據傳輸、控制接口、心臟掃描控制、外部信號解碼和高壓控制接口5 部分[5-6]。系統整體原理架構圖如圖2 所示。

圖2 系統整體原理架構圖

2.1 系統結構

心臟掃描過程mA 控制流程如圖3 所示。在心臟掃描過程前，將采集到的平面數據計算得到的不同位置不同角度的管電流變化表數據傳輸到FPGA 的RAM 進行存儲[7-9]，然后將需要圖像處理的心臟掃描范圍發送至FPGA 的控制寄存器；解碼模塊將滑環孔位信號和心臟信號分別解碼輸出，滑環孔位信息是用來計算讀取RAM 的地址，心臟信號用于計算前一個R 波間的間隔時間；心臟掃描控制模塊是整個控制的核心，其控制RAM 的讀控制結合控制寄存器信息來計算是否將讀取的管電流值發送給高壓發生器；高壓控制模塊接收到管電流數據后發送給高壓發生器，產生對應的管電流進行曝光。

圖3 心臟掃描過程mA 控制流程

2.2 仿真測試

利用Modelsim 仿真軟件[10-13]對上述功能模塊進行仿真，激勵模塊首先向控制寄存器寫入起止的時間比例，然后發送給RAM 模塊1 000 組管電流數據，為了便于分析記mA 數據為1～1 000；在寫完管電流表后，開啟心臟掃描自動管電流調制功能；激勵模塊每隔50 個clk 累加一個角度信號，累加到1 000 個脈沖后復位；直到一圈1 000 個信號后清零；心臟R 波間隔50 000 個CLK 輸出一個R 波信號。從仿真結果看，在100 MHz 時鐘下功能模塊能夠正常工作[6]。

2.3 時序分析

FPGA 讀取控制寄存器中DOM_ENA 信號來使能自動管電流調節控制，當高壓反饋管電壓穩定信號HV_STABLE_ON 穩定，則開始進行心臟掃描自動管電流調制控制；FPGA 讀取R 波脈沖信號，計算上個R 波的間隔時間從而預測出下個R 波來到后心臟掃描管電流自動調節的起止時刻，此時間段由DOM_TIME 控制，當DOM_TIME為低電平時，采用標定的低管電流進行曝光，當DOM_TIME為高電平時，使用根據滑環角度位置計算RAM 地址RAM_ADDRESS 讀取的管電流值DOM_VALUE進行曝光。仿真時序圖如圖4 所示。

圖4 仿真時序圖

2.4 硬件系統搭建及FPGA 實現

硬件平臺主要分為外部輸入輸出接口和掃描控制模塊兩部分[14-15]。外部的控制指令和管電流表都通過SPI 協議傳輸，FPGA 內置SPI 控制器。外部的滑環信號和心臟信號通過差分信號輸入到FPGA 板，FPGA 外部通過差分信號轉單端信號輸入到FPGA 芯片，最后掃描控制模塊根據控制信號將管電流值通過SPI 協議輸出到高壓發生器。FPGA 內部RTL 視圖如圖5 所示。

圖5 FPGA 內部RTL 視圖

FPGA 資源消耗如表1 所示，由表中可以看出，FPGA資源豐富，能夠滿足要求。

表1 FPGA 資源消耗

3 實驗結果

本實驗基于CT 系統進行測試。掃描時參數如表2所示。

表2 掃描參數

探測器數據會在每個采樣點的數據包前添加當前時刻的mA、滑環角度信號和ECG 門控信號等信息，將mA和ECG 門控信號、mA和滑環角度繪制曲線。

mA和ECG 門控信號關系如圖6 所示，在ECG 門控跳變時刻到60%R 波時刻和70%R 波時刻到ECG 門控信號跳變，這些時刻不屬于重建需求采數階段，mA 維持一個低值10 mA；在60%R 波到70%R 波屬于重建范圍，此時mA 根據滑環角度來讀取存放在RAM 的mA 值，并輸出給高壓發生器。

圖6 mA和ECG 門控信號關系

mA和滑環角度關系如圖7 所示，滑環一圈為K 個點，FPGA 計數器計到K 后清零，每計一圈，FPGA 內部會把RAM 的地址增加一圈，從而能夠正確地從RAM 中讀取數據。

圖7 mA和滑環角度關系

將上位機預先計算的mA 與滑環角度曲線與實際曲線進行對比，可以看出實際的mA 曲線與預期曲線基本一致。對比于沒有使用心臟掃描自動管電流調制控制系統，輻射劑量減低了24.32%。圖8為實際mA 曲線與預期mA 曲線對比。

圖8 實際mA 曲線與預期mA 曲線對比

4 結論

根據實際與預期mA 曲線對比，基于FPGA 的心臟掃描自動管電流調制控制系統可以較好地完成mA 的控制，利用此控制系統，可以降低心臟掃描時無效的輻射劑量。

由于mA 由高壓PID 控制產生，在mA 變化較大的點PID 會產生過沖，故曲線會存在一些過沖。但對于整體掃描影響可忽略。