Wilhelm Conrad R?tgen于1895年發(fā)現(xiàn)了X射線，讓他獲得了第一個諾貝爾物理學獎，也為醫(yī)療成像領域奠定了基礎。

在醫(yī)療成像領域的電子設計中，數(shù)據(jù)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嚴苛的挑戰(zhàn)。本文討論在不同成像模式環(huán)境中的這些設計挑戰(zhàn)，并概述了能夠實現(xiàn)最佳工作性能的高級數(shù)據(jù)轉換器和集成解決方案。

數(shù)字射線照相

數(shù)字射線照相(DR)的物理原理與所有傳統(tǒng)的吸收式射線照相系統(tǒng)相同。穿過人體的X射線經(jīng)過具有不同射線穿透性的人體組織衰減并投射在平板探測器系統(tǒng)上，其原理如圖1所示。

圖1. 數(shù)字X射線探測器信號鏈。

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(jīng)放大并轉換到數(shù)字域中，以產(chǎn)生X射線圖像的精確數(shù)字表示。其圖像質(zhì)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(shù)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(shù)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(shù)字輸出信號代表在特定曝光時間內(nèi)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(shù)值。

另一個重要參數(shù)是信噪比(SNR)，它定義了系統(tǒng)忠實地表示成像人體的解剖學特征的內(nèi)在能力。數(shù)字X射線系統(tǒng)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(tǒng)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(tǒng)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。

計算機斷層掃描

計算機斷層掃描(CT)同樣采用電離輻射技術，但與數(shù)字X射線技術不同的是，它基于扇型探測器系統(tǒng)，與X射線源同步旋轉，并利用更復雜的處理技術生成血管、軟組織等的高分辨率3D圖像。

CT探測器是整個系統(tǒng)架構的核心組件，它實際上是CT系統(tǒng)的心臟。它由多個模塊組成，如圖2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(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(ADAS)。每個模塊都包含一個閃爍晶體陣列、一個光電二極管陣列和含有多路復用至ADC的多個積分器通道的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(xiàn)高動態(tài)范圍性能。

圖2. CT探測器模塊信號鏈。

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。ADC必須具有至少24位的高分辨率才能獲得更優(yōu)質(zhì)、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(shù)字化探測器讀數(shù)。ADC采樣速率還必須支持多路復用，這樣就可以使用較少數(shù)量的轉換器，并且減小整個系統(tǒng)的尺寸和功耗。

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(chǎn)生的電離輻射。它發(fā)射的正電子與組織中的電子碰撞，產(chǎn)生輻射方向大體相反的伽馬射線對。

這些高能光子對同時撞擊相對的PET探測器，它們圍繞著支架口呈環(huán)狀排列。PET探測器（如圖3所示）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(chǎn)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(nèi)放射性示蹤劑濃度的3D圖像。

圖3. 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40 MSPS。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(xiàn)象，并且無需使用電離輻射，這使之有別于DR、CT和PET系統(tǒng)。

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。

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（見圖4）。然而，模數(shù)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(nèi)以16位深度、超過100 MSPS的轉換速率對MR信號直接進行數(shù)字轉換。其動態(tài)范圍要求非常嚴苛，通常超過100 dB。

圖4. MRI超外差式接收器信號鏈。

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(zhì)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(nèi)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（如圖5所示）的關鍵功能模塊由集成的多通道模擬前端(AFE)表示，它包括低噪聲放大器、可變增益放大器、抗混疊濾波器(AAF)、ADC和解調(diào)器。對AFE最重要的要求之一是動態(tài)范圍。根據(jù)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(chǎn)生的背景噪聲。

圖5. 醫(yī)療超聲前端信號鏈。

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(xiàn)最佳圖像質(zhì)量，并降低功耗、系統(tǒng)尺寸和成本。

結論

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，是本文討論的現(xiàn)代醫(yī)療成像系統(tǒng)要求所決定的發(fā)展趨勢。ADI 可滿足這些要求，為關鍵的信號鏈功能模塊提供高度集成的解決方案，推動實現(xiàn)一流的臨床成像設備，這些設備日益成為當今國際醫(yī)療保健系統(tǒng)不可或缺的一部分。