從成像醫(yī)療設備看高性能模數轉換器如何架起醫(yī)療創(chuàng)新的橋梁

在前不久的一場媒體活動中，ADI系統解決方案事業(yè)部總監(jiān)趙軼苗(Morton)將ADI公司55年的歷史概括為扮演“數字與模擬世界，或者是物理世界和數字世界的橋梁”，他用一個二維坐標圖更硬核的解釋為“就是建立在帶寬和分辨率技術上的橋梁”。坐標圖的橫軸是分辨率，也就是把一個模擬信號轉換成一個什么樣精度的數字信號，可能是一個8比特或者16比特的信號;縱軸是帶寬，它的信號速度可能是從10KHz到100KHz甚至更高。“最早業(yè)界我們的起點在8比特這樣的水平，慢的演進到了一些更高精度和更高速度的產品和技術，比如說我們最早提出了12比特、100KHz左右的ADC，這就解決了運動控制里面的一些數字化的問題，它實現了數字化的運動控制;接下來實現了14比特的ADC，我們很多超聲波、X光的技術就能使能起來，實現它的數字化。” Morton指出。

一座由帶寬和分辨率構成的橋梁，ADI不停地拓展它的邊界。

Morton分享了ADI在拓展這座“橋梁”中那些突破性的成果在電機驅動、電力計量、數字成像等領域帶來的創(chuàng)新應用機會，而他一帶而過的醫(yī)療成像應用，則在改善人類生存能力上更具非凡的意義。本文嘗試結合該話題討論一些主要的現代醫(yī)療成像系統，這些系統雖然運用完全不同的物理原理和處理技術，但都有一個共同點：采用模擬數據采集前端進行信號調理，并將原始成像數據轉換到數字域。這個微小的前端功能模塊雖然深藏于復雜機器內部，但其性能卻會對整個系統的最終圖像質量產生至關重要的影響。它的信號鏈包括一個檢測元件、一個低噪聲放大器(LNA)、一個濾波器和一個模數轉換器(ADC)。而在醫(yī)療成像領域的電子設計中，數據轉換器的動態(tài)范圍、分辨率、精度、線性度和噪聲要求帶來了最關鍵的要求。

數字射線照相對模數轉換器的性能要求

數字射線照相(DR)的物理原理與所有傳統的吸收式射線照相系統相同。探測器將X射線光子轉換為與入射粒子能量成正比的電荷。生成的電信號經放大并轉換到數字域中，以產生X射線圖像的精確數字表示。其圖像質量取決于空間與強度維度中的信號采樣。在空間維度中，最小采樣速率由探測器的像素矩陣大小和實時熒光透視成像的更新速率定義。具有數百萬像素和典型更新速率高達25 fps至30 fps的平板探測器采用通道多路復用和多個ADC，采樣速率高達數十MSPS，可在不犧牲精度的情況下滿足最短轉換時間要求。

在強度維度中，ADC的數字輸出信號代表在特定曝光時間內給定像素所吸收的X射線光子的積分量。該值被分組為由ADC的位深度定義的離散電平的有限數值。另一個重要參數是信噪比(SNR)，它定義了系統忠實地表示成像人體的解剖學特征的內在能力。數字X射線系統采用14位至18位ADC，SNR水平范圍為70 dB至100 dB，具體取決于成像系統的類型及其要求。有各種各樣的離散ADC和集成模擬前端，可使各種類型的DR成像系統具有更高的動態(tài)范圍、更精細的分辨率、更高的檢測效率和更低的噪聲。

數字X射線探測器信號鏈中ADC性能至關重要

24位以上高分辨模數轉換器是為CT掃描儀必備件

計算機斷層掃描(CT)同樣采用電離輻射技術，其中CT探測器是整個系統架構的核心組件它由多個模塊組成，如圖所示。每個模塊將入射的X射線轉換為電信號，并路由到多通道模擬數據采集系統(ADAS)。ADAS必須具有極低的噪聲性能，以保持良好的空間分辨率，降低X射線劑量，并具有極低的電流輸出以實現高動態(tài)范圍性能。為了避免圖像偽影并確保良好的對比度，轉換器前端必須具有出色的線性度性能并可提供低功耗工作模式，以降低熱敏型探測器的冷卻要求。

其中的ADC必須具有至少24位的高分辨率才能獲得更優(yōu)質、更清晰的圖像，同時還要具有快速采樣速率(短至100 μs)，以便數字化探測器讀數。ADC采樣速率還必須支持多路復用，這樣就可以使用較少數量的轉換器，并且減小整個系統的尺寸和功耗

CT探測器信號鏈ADC必須具有至少24位的高分辨率才能獲得更優(yōu)質、更清晰的圖像。

正電子發(fā)射斷層掃描

正電子發(fā)射斷層掃描(PET)涉及由引入人體的放射性核素產生的電離輻射。它發(fā)射的正電子與組織中的電子碰撞，產生輻射方向大體相反的伽馬射線對。PET探測器由一系列閃爍晶體和光電倍增管(PMT)組成，它們將伽馬射線轉換為電流，繼而轉換為電壓，然后通過可變增益放大器(VGA)放大并補償幅度變化。然后將產生的信號在ADC和比較器路徑之間分離，以提供能量和時序信息，供PET重合處理器用于重建體內放射性示蹤劑濃度的3D圖像。

PET電子前端信號鏈。

如果兩個光子的能量約為511 keV，并且其探測時間相差不到十億分之一秒，則它們可被歸類為相關光子。光子的能量和探測時間差對ADC提出了嚴格的要求，ADC必須具有10至12位的高分辨率，并且快速采樣速率通常需高于40MSPS。低噪聲性能可最大程度地擴大動態(tài)范圍，而低功耗工作模式則可減少散熱，這兩點對于PET成像也很重要。

磁共振成像

磁共振成像(MRI)是一種無創(chuàng)醫(yī)療成像技術，它依賴于核磁共振現象，并且無需使用電離輻射，這使之有別于DR、CT和PET系統。MR信號的載波頻率直接與主磁場強度成比例，其商用掃描儀頻率范圍為12.8 MHz至298.2 MHz。信號帶寬由頻率編碼方向的視場定義，變化范圍從幾kHz到幾十kHz。

MRI超外差式接收器信號鏈。

這對接收器前端提出了特殊的要求，該前端通?；诰哂休^低速率SAR ADC的超外差式架構。然而，模數轉換的最新進展使快速低功耗多通道流水線ADC能夠在最常見的頻率范圍內以16位深度、超過100 MSPS的轉換速率對MR信號直接進行數字轉換。其動態(tài)范圍要求非常嚴苛，通常超過100 dB。通過對MR信號過采樣可以提高分辨率、增加SNR，并消除頻率編碼方向的混疊偽像，從而增強圖像質量。為獲得快速掃描采集時間，可應用基于欠采樣的壓縮檢測技術。

超聲波掃描術

超聲波掃描術或醫(yī)學超聲的物理原理與本文中討論的所有其他成像模式不同。它使用頻率范圍為1 MHz至18 MHz的聲波脈沖。這些聲波掃描人體內部組織并以不同強度的回波進行反射。實時獲取這些回波，并顯示為超聲波掃描圖，其中可能包含不同類型信息，如聲阻抗、血流量、組織隨時間的活動狀態(tài)或其僵硬程度。

醫(yī)療超聲前端的關鍵功能模塊由集成的多通道模擬前端表示，它包括低噪聲放大器、可變增益放大器、抗混疊濾波器、ADC和解調器。對AFE最重要的要求之一是動態(tài)范圍。根據成像模式，該要求可能需要達到70 dB至160 dB，以便區(qū)分血液信號與探頭和身體組織運動所產生的背景噪聲。因此，ADC必須具有高分辨率、高采樣速率和低總諧波失真(THD)，以保持超聲信號的動態(tài)保真度。超聲前端的高通道密度還要求必須具有低功耗特性。面向醫(yī)療超聲設備提供的一系列集成式AFE可實現最佳圖像質量，并降低功耗、系統尺寸和成本。

醫(yī)療超聲波系統前端信號鏈示意圖。

結論

本文嘗試以醫(yī)療成像應用給大家一個基本的概念，構建從數字到模擬的技術發(fā)展橋梁如何實現醫(yī)療成像應用的性能突破。不斷拓展模數轉換器的技術性能邊界，通過創(chuàng)新、努力，使得很多的應用和技術能夠找到一個關鍵支撐，拓展模擬和數字之間互相轉換和互相變化的能力。醫(yī)療成像對電子設計提出了極為嚴苛的要求。以低成本和緊湊的封裝提供低功耗、低噪聲、高動態(tài)范圍和高分辨率性能，是現代醫(yī)療成像系統要求所決定的發(fā)展趨勢。

為此，ADI專為DR應用設計了帶256通道的高度集成的模擬前端ADAS1256，具有出色線性度的多通道數據采集系統ADAS1135 和 ADAS1134 可最大限度地提高CT應用的圖像質量，多通道ADC AD9228、 AD9637、AD9219和AD9212 經過優(yōu)化后具有出色的動態(tài)性能和低功耗，可滿足PET要求。流水線ADC AD9656 為MRI提供出色的動態(tài)性能和低功耗特性，集成式接收器前端 AD9671 專為要求小尺寸 封裝的低成本、低功耗的醫(yī)療超聲應用而設計。