李桂花，喬衛(wèi)民，敬 嵐

（中國科學(xué)院 近代物理研究所，甘肅 蘭州 730000）

近年來，重離子治癌取得了顯著成就，德國和日本等進(jìn)行了重離子治癌技術(shù)研究，并開始了臨床應(yīng)用。中國科學(xué)院近代物理研究所（IMP）進(jìn)行了重離子治療腫瘤的臨床實(shí)驗(yàn)，獲得了一定的治療效果。相對于傳統(tǒng)的放射線（如X、γ射線等）治療，重離子束在射程末端形成高劑量的Bragg峰，同時(shí)表現(xiàn)出高的相對生物學(xué)效應(yīng)（RBE），且重離子側(cè)向散射小，更適合精確的適形照射。通過精確計(jì)算放療區(qū)域，采用具有mm精度的控制系統(tǒng)，可使離子束正確覆蓋治療區(qū)，不對周圍正常組織產(chǎn)生明顯影響，當(dāng)腫瘤位于人體重要器官附近時(shí)更顯其優(yōu)越性［1］。本工作主要介紹劑量控制器的控制原理和各模塊的具體實(shí)現(xiàn)過程。

1 主動型束流掃描的劑量控制［2］

束流配送系統(tǒng)，也稱照射野形成系統(tǒng)，由重離子束運(yùn)線和束流掃描系統(tǒng)構(gòu)成，是重離子治癌臨床實(shí)驗(yàn)的關(guān)鍵系統(tǒng)。束流配送系統(tǒng)將束流送達(dá)照射野，使腫瘤受到均勻的足夠劑量的照射，而周圍正常組織盡可能少受損傷。

目前國際上束流配送系統(tǒng)主要包括兩種：被動型的束流橫向擴(kuò)展和主動型的束流掃描。IMP采用了主動式點(diǎn)掃描，參照德國重離子研究中心（GSI）成功研制的筆形束掃描法，在橫截面上將加速器引出的離子束通過X和Y方向的兩臺掃描磁鐵掃描腫瘤的整個(gè)截面，將腫瘤片的截面分割成多個(gè)單元，對每個(gè)單元進(jìn)行逐點(diǎn)照射，束斑對每個(gè)單元要做一定的停留，停留時(shí)間由束流強(qiáng)度和治療處方劑量決定，當(dāng)劑量達(dá)到預(yù)先設(shè)定的值時(shí)，束斑移到下一單元，如此循環(huán)使整個(gè)截面均被照射；縱向由直接調(diào)節(jié)同步加速器引出能量實(shí)現(xiàn)，重離子的射程與重離子束的能量相關(guān)，調(diào)整束流的能量即調(diào)整重離子的縱向射程。重離子治癌照射是要把高能重離子射程末端的能量沉積Bragg峰的位置與體內(nèi)腫瘤位置精確重合，使重離子的大部分能量沉積在腫瘤體積內(nèi)，從而達(dá)到對腫瘤細(xì)胞進(jìn)行大劑量集中均勻殺傷的治療效果。由于重離子的能量沉積Bragg峰很窄（mm量級），不能覆蓋整個(gè)腫瘤的厚度（不大于20cm），因此，在照射時(shí)通常將腫瘤沿深度方向分割成若干與Bragg峰的峰寬相對應(yīng)的等厚薄片，通過逐步調(diào)整重離子射程使重離子Bragg峰與各個(gè)等厚的腫瘤片逐片重合，從而實(shí)現(xiàn)對整個(gè)腫瘤的厚度覆蓋。

IMP的主動型束流掃描系統(tǒng)將80～430MeV／u能量分為256步，由深到淺逐層掃描，其控制模型如圖1所示。在重離子治癌中實(shí)現(xiàn)安全可靠的主動型束流掃描，計(jì)量精確、運(yùn)行可靠的劑量控制器是必需的。

2 劑量信號獲取模塊簡介［3］

圖1 主動型束流掃描控制模型Fig.1 Active beam scanning control model

用于治癌的重離子束流是由蘭州重離子加速器提供的80～430MeV／u的12C束流，流強(qiáng)探測器采用平行板氣體電離室，輸出的電流正比于束流的強(qiáng)度，通過對該電流的測量實(shí)時(shí)獲得照射的劑量。

傳統(tǒng)的測量電流強(qiáng)度的方法是對電流信號進(jìn)行放大的同時(shí)，進(jìn)行電流－電壓轉(zhuǎn)換，再對電壓進(jìn)行采樣等一系列步驟。而本工作采用電流直接轉(zhuǎn)換成頻率信號的電路方法，本電流頻率轉(zhuǎn)換電路的優(yōu)點(diǎn)是可適用于深層治癌臨床試驗(yàn)條件下的大劑量的束流監(jiān)測，電路體積小、反應(yīng)迅速、簡化了束流監(jiān)測系統(tǒng)、量程范圍橫跨0.1nA～24μA，且具有無需換檔的優(yōu)勢。

測試中，輸入信號采用Keithley數(shù)字電流源，計(jì)數(shù)卡采用ORTEC 996TIME ＆COUNTER。本電路最小輸入測量電流為0.1nA，輸出信號的平均計(jì)數(shù)率為124s－1，平均每個(gè)輸出脈沖對應(yīng)輸入電荷0.8pC。最大輸入測量電流可達(dá)24μA，計(jì)數(shù)率為15×106s－1。把每10倍作為1檔，分別測試在每檔內(nèi)的線性，用Origin擬合后計(jì)算線性誤差。0.1～1nA檔的最大線性誤差為0.27673%；1～10nA檔的最大線性誤差為0.2398%；10～100nA檔的最大線性誤差為0.27497%；100～1000nA 檔的最大線性誤差為1.33522%；4～24μA檔的最大線性誤差為1.84611%?？傻玫皆?.1～100nA小電流范圍內(nèi)電路的精度較高，線性誤差在0.3%以內(nèi)。在100nA～24μA每檔內(nèi)線性誤差在2%以內(nèi)。圖2所示為0.1～1nA檔的計(jì)數(shù)線性擬合曲線?？煽闯觯瑢﹄娐份敵雒}沖信號進(jìn)行計(jì)數(shù)，所得曲線可與電離室輸出電流曲線擬合，因此，證明本電路實(shí)現(xiàn)了電流頻率轉(zhuǎn)換的功能，其輸出脈沖信號可作為束流劑量監(jiān)測的依據(jù)。

圖2 0.1～1nA檔輸入輸出線性擬合Fig.2 Linear fit of frequency and current in 0.1－1nA

3 重離子治癌劑量控制器實(shí)現(xiàn)

劑量控制器的時(shí)間精度要求在ns級，對穩(wěn)定性也有非常高的要求，用軟件方法很難實(shí)現(xiàn)，因此，本系統(tǒng)采用FPGA，做到劑量控制邏輯完全由硬件實(shí)現(xiàn)，保證劑量控制系統(tǒng)的精度要求和穩(wěn)定性要求。

3.1 系統(tǒng)設(shè)計(jì)方案

劑量控制器采用PCI接口，板上加載大容量SDRAM存儲處方劑量矩陣數(shù)據(jù)，F(xiàn)PGA實(shí)現(xiàn)SDRAM控制邏輯和劑量控制功能。這種方式的優(yōu)點(diǎn)為：可存儲大量處方劑量數(shù)據(jù)，一次加載即可完成整個(gè)腫瘤掃描，治療中途無需再次加載數(shù)據(jù)；劑量控制時(shí)間精確，計(jì)數(shù)器輸入接口速率為ns級，完全滿足重離子治癌的劑量控制要求。

3.2 基于ACEX1K50的劑量控制器實(shí)現(xiàn)

劑量控制器在ACEX1K50芯片上采用VHDL語言編寫程序，開發(fā)軟件采用Altera公司的QuartusⅡ8.1?？刂破魇褂媚K化設(shè)計(jì)，主要功能模塊分別為用于存儲處方劑量數(shù)據(jù)的SDRAM控制模塊和劑量控制模塊。

1）ACEX1K50芯片簡介

ACEX1K50是Altera公司生產(chǎn)的現(xiàn)場可編程邏輯器件，它可提供系統(tǒng)的時(shí)鐘及讀寫控制。ACEX系列的FPGA由邏輯陣列塊LAB（logic array block）、嵌入式陣列塊 EAB（embedded array block）、快速互聯(lián)以及I／O 單元構(gòu)成，每個(gè)邏輯陣列塊包含8個(gè)邏輯單元LE（logic element）和1個(gè)局部互聯(lián)?？偣?880個(gè)邏輯單元，10 個(gè) EABs，包含 40960bit RAM，用戶可用I／O管腳249個(gè)。

本設(shè)計(jì)最終使用1621個(gè)邏輯單元，32768bit MEMORY，1個(gè)PLL。

2）SDRAM控制

目前市場上雖有一些通用SDRAM控制器，但設(shè)置復(fù)雜，且無法針對特定的系統(tǒng)，因此性能不能發(fā)揮到最好，這在很大程度上抵消了使用SDRAM的優(yōu)勢。因此，本工作使用可編程邏輯器件平臺和硬件描述語言，針對本系統(tǒng)定制所需的SDRAM控制器，不僅可節(jié)省系統(tǒng)資源，且可最大限度地發(fā)揮SDRAM的作用，從而提升系統(tǒng)的性能。為劑量控制器定制的SDRAM控制器使SDRAM讀寫與PCI接口模塊無縫連接，高效率地實(shí)現(xiàn)了劑量控制器與PC機(jī)內(nèi)存之間的高可靠性數(shù)據(jù)交換，滿足劑量控制系統(tǒng)對SDRAM訪問的需要，并舍去了對系統(tǒng)無用的功能。不僅減小了開發(fā)難度，還節(jié)省了系統(tǒng)資源和成本，提升了系統(tǒng)性能。

本模塊針對系統(tǒng)設(shè)計(jì)的需要定制了如下必需的SDRAM 功能：模式設(shè)置、自動刷新和Burst讀寫操作。狀態(tài)機(jī)的運(yùn)行如圖3所示。

圖3 SDRAM控制狀態(tài)機(jī)運(yùn)行示意圖Fig.3 Sketch of SDRAM state mechine running

狀態(tài)機(jī)的入口條件為刷新時(shí)間到、模式設(shè)置、讀、寫。對SDRAM的讀寫模式有兩種，分別是PCI外部讀寫和FPGA內(nèi)部模塊讀寫，它們各自產(chǎn)生讀寫地址，即只要讀寫方給出初始地址，SDRAM控制模塊能自動生成存儲器的其它地址。

3）劑量控制

醫(yī)生給出的腫瘤總處方劑量被優(yōu)化分布成一系列三維空間點(diǎn)的處方劑量，被存放在劑量控制器的SDRAM存儲器中，每次治療的數(shù)據(jù)被單獨(dú)連續(xù)存放，由首地址索引，首個(gè)治療數(shù)據(jù)是掃描點(diǎn)個(gè)數(shù)，以下依次為每個(gè)掃描點(diǎn)的處方劑量。劑量控制使用了劑量計(jì)數(shù)器和點(diǎn)數(shù)計(jì)數(shù)器，它們的數(shù)據(jù)均從SDRAM中讀出，放在相應(yīng)的寄存器中。劑量計(jì)數(shù)器輸入為劑量脈沖，控制邏輯輸出為通向位置控制器的脈沖信號。劑量控制模塊結(jié)構(gòu)如圖4所示。

劑量控制過程是首先從SDRAM中讀出處方劑量，加載到相應(yīng)的計(jì)數(shù)器中，然后接收劑量脈沖，開始計(jì)數(shù)。當(dāng)前點(diǎn)一旦計(jì)數(shù)完成，說明已達(dá)輻照的處方劑量，劑量控制器立即向位置控制器發(fā)出當(dāng)前點(diǎn)掃描完成信號，此時(shí)位置控制器就將束流定位到下一掃描點(diǎn)，同時(shí)劑量計(jì)數(shù)器也加載下一點(diǎn)的處方劑量，開始下一點(diǎn)的計(jì)數(shù)。

為保證掃描過程不發(fā)生中斷，本工作設(shè)計(jì)了計(jì)數(shù)與讀數(shù)并行執(zhí)行，即在當(dāng)前點(diǎn)計(jì)數(shù)過程中，另一過程即可讀取下一掃描點(diǎn)的處方劑量，一旦當(dāng)前點(diǎn)計(jì)數(shù)完成，則立即加載下一掃描點(diǎn)的處方劑量，開始掃描。實(shí)驗(yàn)證明，掃描1個(gè)點(diǎn)的時(shí)間基本在ms以上量級，而從SDRAM讀1個(gè)數(shù)需270ns，因此讀數(shù)過程總能先完成，從而使整個(gè)掃描過程不會因讀數(shù)而受到影響。劑量控制流程如圖5所示。

3.3 測試結(jié)果

經(jīng)測量，劑量控制器能完全接收劑量信號獲取模塊輸出的劑量脈沖，正確計(jì)數(shù)，并在計(jì)數(shù)完成時(shí)向位置控制器輸出寬度為2μs的脈沖信號，使位置控制器定位到下1個(gè)掃描點(diǎn)。在臨床治癌過程中，重離子加速器以每2.5s間隔發(fā)射一團(tuán)12C離子束流，通過劑量控制器獲取計(jì)數(shù)，探測器為平行板氣體電離室（IC），探測器輸出的電流強(qiáng)度和所加載的電壓成正比，改變探測器上所加的電壓大小，測試每2.5s內(nèi)的計(jì)數(shù)，線性擬合示于圖6。

圖6 頻率計(jì)數(shù)和探測器電壓變化線性擬合Fig.6 Linear fit of frequency and detector voltage

4 結(jié)束語

本文實(shí)現(xiàn)的劑量控制器是主動型束流掃描系統(tǒng)中的重要組成單元，通過它實(shí)現(xiàn)了束流輻照位置－劑量聯(lián)動。此劑量控制器采用了FPGA模塊，在加速器控制領(lǐng)域技術(shù)先進(jìn)。此插件已使用在重離子治癌的實(shí)驗(yàn)中。實(shí)際運(yùn)行情況證明，該處理器結(jié)構(gòu)完整、技術(shù)先進(jìn)、運(yùn)行穩(wěn)定、計(jì)量準(zhǔn)確、成本低廉，與位置控制器配合使用，能控制束流按三維空間點(diǎn)分布逐點(diǎn)掃描，能將每一點(diǎn)的輻照劑量嚴(yán)格控制在處方劑量。本設(shè)計(jì)對將要進(jìn)一步展開的重離子治癌工程有一定的借鑒意義。

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