能够实现最佳工作性能的高级数据转换器和集成解决方案

　　Wilhelm Conrad Rötgen于1895年发现了X射线，让他获得了第一个诺贝尔物理学奖，也为医疗成像领域奠定了基础。自那以后，X射线技术已经发展成为一门广泛的科学学科，从最广泛的意义上说，它是指众多用于人体内部的无创可视化技术。
　　本文讨论一些主要的现代医疗成像系统，这些系统虽然运用完全不同的物理原理和处理技术，但都有一个共同点：采用模拟数据采集前端进行信号调理，并将原始成像数据转换到数字域。
　　这个微小的前端功能模块虽然深藏于复杂机器内部，但其性能却会对整个系统的最终图像质量产生至关重要的影响。它的信号链包括一个检测元件、一个低噪声放大器（LNA）、一个滤波器和一个模数转换器（ADC），而后者为本文讨论的主题。
　　在医疗成像领域的电子设计中，数据转换器的动态范围、分辨率、精度、线性度和噪声要求带来了最严苛的挑战。本文讨论在不同成像模式环境中的这些设计挑战，并概述了能够实现最佳工作性能的高级数据转换器和集成解决方案。

　　数字射线照相
　　数字射线照相（DR）的物理原理与所有传统的吸收式射线照相系统相同。穿过人体的X射线经过具有不同射线穿透性的人体组织 衰减并投射在平板探测器系统上，其原理如图1所示。探测器将X射线光子转换为与入射粒子能量成正比的电荷。生成的电信号经放大并转换到数字域中，以产生X射线图像的精确数字表示。其图像质量取决于空间与强度维度中的信号采样。
　　在空间维度中，最小采样速率由探测器的像素矩阵大小和实时荧光透视成像的更新速率定义。具有数百万像素和典型更新速率高达25 fps至30 fps的平板探测器采用通道多路复用和多个ADC，采样速率高达数十MSPS，可在不牺牲精度的情况下满足最短转换时间要求。
　　在强度维度中，ADC的数字输出信号代表在特定曝光时间内给定像素所吸收的X射线光子的积分量。该值被分组为由ADC的位深度定义的离散电平的有限数值。另一个重要参数是信噪比（SNR），它定义了系统忠实地表示成像人体的解剖学特征的内在能力。数字X射线系统采用14位至18位ADC，SNR水平范围为70 dB至100 dB，具体取决于成像系统的类型及其要求。有各种各样的离散ADC和集成模拟前端，可使各种类型的DR成像系统具有更高的动态范围、更精细的分辨率、更高的检测效率和更低的噪声。
　　
　　图1. 数字X射线探测器信号链。

　　计算机断层扫描
　　计算机断层扫描（CT）同样采用电离辐射技术，但与数字X射线技术不同的是，它基于扇型探测器系统，与X射线源同步旋转，并利用更复杂的处理技术生成血管、软组织等的高分辨率3D图像。
　　CT探测器是整个系统架构的核心组件，它实际上是CT系统的心脏。它由多个模块组成，如图2所示。每个模块将入射的X射线转换为电信号，并路由到多通道模拟数据采集系统（ADAS）。每个模块都包含一个闪烁晶体阵列、一个光电二极管阵列和含有多路复用至ADC的多个积分器通道的ADAS。ADAS必须具有极低的噪声性能，以保持良好的空间分辨率，降低X射线剂量，并具有极低的电流输出以实现高动态范围性能。为了避免图像伪影并确保良好的对比度，转换器前端必须具有出色的线性度性能并可提供低功耗工作模式，以降低热敏型探测器的冷却要求。
　　ADC必须具有至少24位的高分辨率才能获得更优质、更清晰的图像，同时还要具有快速采样速率（短至100 μs），以便数字化探测器读数。ADC采样速率还必须支持多路复用，这样就可以使用较少数量的转换器，并且减小整个系统的尺寸和功耗。
　　
　　图2. CT探测器模块信号链。

　　正电子发射断层扫描
　　正电子发射断层扫描（PET）涉及由引入人体的放射性核素产生的电离辐射。它发射的正电子与组织中的电子碰撞，产生辐射方向大体相反的伽马射线对。这些高能光子对同时撞击相对的PET探测器，它们围绕着支架口呈环状排列。
　　PET探测器（如图3所示）由一系列闪烁晶体和光电倍增管（PMT）组成，它们将伽马射线转换为电流，继而转换为电压，然后通过可变增益放大器（VGA）放大并补偿幅度变化。然后将产生的信号在ADC和比较器路径之间分离，以提供能量和时序信息，供PET重合处理器用于重建体内放射性示踪剂浓度的3D图像。
　　如果两个光子的能量约为511 keV，并且其探测时间相差不到十亿分之一秒，则它们可被归类为相关光子。光子的能量和探测时间差对ADC提出了严格的要求，ADC必须具有10至12位的高分辨率，并且快速采样速率通常需高于40 MSPS。低噪声性能可最大程度地扩大动态范围，而低功耗工作模式则可减少散热，这两点对于PET成像也很重要。
　　
　　图3. PET电子前端信号链。