Wilhelm Conrad R?tgen于1895年發現了X射線，讓他獲得了第一個諾貝爾物理學獎，也為醫療成像領域奠定了基礎。自那以后，X射線技術已經發展成為一門廣泛的科學學科，從最廣泛的意義上說，它是指眾多用于人體內部的無創可視化技術。

本文討論一些主要的現代醫療成像系統，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)，而后者為本文討論的主題。

在醫療成像領域的電子設計中，數據轉換器的動態范圍、分辨率、精度、線性度和噪聲要求帶來了最嚴苛的挑戰。本文討論在不同成像模式環境中的這些設計挑戰，并概述了能夠實現最佳工作性能的高級數據轉換器和集成解決方案。

數字射線照相

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。穿過人體的X射線經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上，其原理如圖1所示。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范圍、更精細的分辨率、更高的檢測效率和更低的噪聲。

圖1. 數字X射線探測器信號鏈。

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，但與數字X射線技術不同的是，它基于扇型探測器系統，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探測器是整個系統架構的核心組件，它實際上是CT系統的心臟。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據采集系統(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高動態范圍性能。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。

ADC必須具有至少24位的高分辨率才能獲得更優質、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。

正電子發射斷層掃描

正電子發射斷層掃描(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。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。

圖2. CT探測器模塊信號鏈。

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)是一種無創醫療成像技術，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。

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或其僵硬程度。

醫療超聲前端（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和解調器。對AFE最重要的要求之一是動態范圍。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。

圖4. MRI超外差式接收器信號鏈。

結論

醫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、高動態范圍和高分辨率性能，是本文討論的現代醫療成像系統要求所決定的發展趨勢。ADI公司可滿足這些要求，為關鍵的信號鏈功能模塊提供高度集成的解決方案，推動實現一流的臨床成像設備，這些設備日益成為當今國際醫療保健系統不可或缺的一部分。下列產品適用于本文提到的各種醫療成像模式。

* ADAS1256：這款高度集成的模擬前端包含256個通道，帶有低噪聲積分器、低通濾波器和相關雙采樣器（多路復用到高速16位ADC中）。它是一個完整的電荷-數字轉換解決方案，針對可直接安裝在數字X射線面板上的DR應用而設計。* 針對分立式DR系統，18位PulSAR? ADC AD7960提供99 dB的SNR和5 MSPS的采樣速率，可提供無與倫比的性能，以滿足最高動態范圍的噪聲和線性度要求。16位、雙通道AD9269和14位、16通道AD9249流水線ADC分別可提供高達80 MSPS和65 MSPS的采樣速率，以實現高速熒光透視系統。* ADAS1135和ADAS1134：這兩款高度集成的256通道和128通道數據采集系統由低噪聲/低功耗/低輸入電流積分器、同步采樣保持器件以及具有可配置采樣速率和最高24位分辨率的兩個高速ADC組成，提供出色的線性度，可最大限度地提高CT應用的圖像質量。* AD9228、AD9637、AD9219和AD9212：這幾款12位和10位多通道ADC的采樣速率從40 MSPS到80 MSPS，經過優化后具有出色的動態性能和低功耗，可滿足PET要求。* AD9656：這款16位、四通道流水線ADC提供高達125 MSPS的轉換速率，針對傳統的直接數字轉換MRI系統架構進行了優化，具有出色的動態性能和低功耗特性。* AD9671：這款8通道集成式接收器前端專為低成本、低功耗的醫療超聲應用而設計，采用14位ADC，采樣速率最高可達125 MSPS。每個通道都經過優化，在連續波模式下具有160dBFS/√Hz的高動態性能和62.5 mW的低功率，適合要求小尺寸封裝的應用

圖5. 醫療超聲前端信號鏈。