不同成像模式環(huán)境中醫(yī)療成像領(lǐng)域的電子設(shè)計(jì)挑戰(zhàn)

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

在醫(yī)療成像領(lǐng)域的電子設(shè)計(jì)中，數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換器的動(dòng)態(tài)范圍、分辨率、精度、線性度和噪聲要求帶來(lái)了最嚴(yán)苛的挑戰(zhàn)。本文討論在不同成像模式環(huán)境中的這些設(shè)計(jì)挑戰(zhàn)，并概述了能夠?qū)崿F(xiàn)最佳工作性能的高級(jí)數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)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(guò)人體的X射線經(jīng)過(guò)具有不同射線穿透性的人體組織衰減并投射在平板探測(cè)器系統(tǒng)上，其原理如圖1所示。

圖1. 數(shù)字X射線探測(cè)器信號(hào)鏈。

探測(cè)器將X射線光子轉(zhuǎn)換為與入射粒子能量成正比的電荷。生成的電信號(hào)經(jīng)放大并轉(zhuǎn)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(qiáng)度維度中的信號(hào)采樣。在空間維度中，最小采樣速率由探測(cè)器的像素矩陣大小和實(shí)時(shí)熒光透視成像的更新速率定義。

具有數(shù)百萬(wàn)像素和典型更新速率高達(dá)25 fps至30 fps的平板探測(cè)器采用通道多路復(fù)用和多個(gè)ADC，采樣速率高達(dá)數(shù)十MSPS，可在不犧牲精度的情況下滿足最短轉(zhuǎn)換時(shí)間要求。在強(qiáng)度維度中，ADC的數(shù)字輸出信號(hào)代表在特定曝光時(shí)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(gè)重要參數(shù)是信噪比(SNR)，它定義了系統(tǒng)忠實(shí)地表示成像人體的解剖學(xué)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(dòng)態(tài)范圍、更精細(xì)的分辨率、更高的檢測(cè)效率和更低的噪聲。

計(jì)算機(jī)斷層掃描

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

CT探測(cè)器是整個(gè)系統(tǒng)架構(gòu)的核心組件，它實(shí)際上是CT系統(tǒng)的心臟。它由多個(gè)模塊組成，如圖2所示。每個(gè)模塊將入射的X射線轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，并路由到多通道模擬數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(ADAS)。每個(gè)模塊都包含一個(gè)閃爍晶體陣列、一個(gè)光電二極管陣列和含有多路復(fù)用至ADC的多個(gè)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(shí)現(xiàn)高動(dòng)態(tài)范圍性能。

圖2. CT探測(cè)器模塊信號(hào)鏈。

為了避免圖像偽影并確保良好的對(duì)比度，轉(zhuǎn)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(cè)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(shí)還要具有快速采樣速率（短至100 μs），以便數(shù)字化探測(cè)器讀數(shù)。ADC采樣速率還必須支持多路復(fù)用，這樣就可以使用較少數(shù)量的轉(zhuǎn)換器，并且減小整個(gè)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(duì)。

這些高能光子對(duì)同時(shí)撞擊相對(duì)的PET探測(cè)器，它們圍繞著支架口呈環(huán)狀排列。PET探測(cè)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(zhuǎn)換為電流，繼而轉(zhuǎn)換為電壓，然后通過(guò)可變?cè)鲆?a href="http://srfitnesspt.com/tags/放大器/" target="_blank">放大器(VGA)放大并補(bǔ)償幅度變化。然后將產(chǎn)生的信號(hào)在ADC和比較器路徑之間分離，以提供能量和時(shí)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(hào)鏈。

如果兩個(gè)光子的能量約為511 keV，并且其探測(cè)時(shí)間相差不到十億分之一秒，則它們可被歸類為相關(guān)光子。光子的能量和探測(cè)時(shí)間差對(duì)ADC提出了嚴(yán)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?cái)U(kuò)大動(dòng)態(tài)范圍，而低功耗工作模式則可減少散熱，這兩點(diǎn)對(duì)于PET成像也很重要。

磁共振成像

磁共振成像(MRI)是一種無(wú)創(chuàng)醫(yī)療成像技術(shù)，它依賴于核磁共振現(xiàn)象，并且無(wú)需使用電離輻射，這使之有別于DR、CT和PET系統(tǒng)。

MR信號(hào)的載波頻率直接與主磁場(chǎng)強(qiáng)度成比例，其商用掃描儀頻率范圍為12.8 MHz至298.2 MHz。信號(hào)帶寬由頻率編碼方向的視場(chǎng)定義，變化范圍從幾kHz到幾十kHz。

這對(duì)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(gòu)（見圖4）。然而，模數(shù)轉(zhuǎn)換的最新進(jìn)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(guò)100 MSPS的轉(zhuǎn)換速率對(duì)MR信號(hào)直接進(jìn)行數(shù)字轉(zhuǎn)換。其動(dòng)態(tài)范圍要求非常嚴(yán)苛，通常超過(guò)100 dB。

圖4. MRI超外差式接收器信號(hào)鏈。

通過(guò)對(duì)MR信號(hào)過(guò)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(qiáng)圖像質(zhì)量。為獲得快速掃描采集時(shí)間，可應(yīng)用基于欠采樣的壓縮檢測(cè)技術(shù)。

超聲波掃描術(shù)

超聲波掃描術(shù)或醫(yī)學(xué)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(qiáng)度的回波進(jìn)行反射。實(shí)時(shí)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(shí)間的活動(dòng)狀態(tài)或其僵硬程度。

醫(yī)療超聲前端（如圖5所示）的關(guān)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?cè)鲆娣糯笃?/u>、抗混疊濾波器(AAF)、ADC和解調(diào)器。對(duì)AFE最重要的要求之一是動(dòng)態(tài)范圍。根據(jù)成像模式，該要求可能需要達(dá)到70 dB至160 dB，以便區(qū)分血液信號(hào)與探頭和身體組織運(yùn)動(dòng)所產(chǎn)生的背景噪聲。