Wilhelm Conrad Rötgen於1895年發現了X光，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。自那以後，X光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，它是指眾多用於人體內部的非侵入性視覺化技術。
本文將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：即是採用類比資料擷取前端進行訊號處理，並將原始成像資料轉換到數位域。
這個微小的前端功能模組雖然深藏於複雜的機器內部，但其性能卻會對整個系統的最終圖像品質產生至關重要的影響。它的訊號鏈包括一個感測元件、一個低雜訊放大器(LNA)、一個濾波器和一個類比數位轉換器(ADC)，而後者即為本文所將討論的主題。
在醫療成像領域的電子設計中，資料轉換器的動態範圍、解析度、精度、線性度和雜訊要求為設計者帶來了最嚴苛的挑戰。本文將討論在不同成像模式環境中的這些設計挑戰，並概述能夠實現最佳工作性能的高級資料轉換器和整合解決方案。
數位放射攝影
數位放射攝影(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光經過具有不同射線穿透性的人體組織衰減，並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。生成的電訊號經放大並轉換到數位域中，以產生X光圖像的精準數位表示。其圖像品質取決於空間與強度維度中的訊號採樣。
在空間維度中，最小採樣速率由探測器的圖元矩陣大小和即時螢光透視成像的更新速率定義。具有數百萬圖元和典型更新速率高達25 fps至30 fps的平板探測器採用通道多工和多個ADC，採樣速率高達數十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的數位輸出訊號代表在特定曝光時間內給定圖元所吸收的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。另一個重要參數是訊號雜訊比(SNR)，它定義了系統忠實地表示成像人體的解剖學特徵之內在能力。數位X光系統採用14位元至18位元ADC，SNR水準範圍為70 dB至100 dB，具體取決於成像系統的類型及其要求。有各種各樣的離散ADC和整合類比前端，可使各種類型的DR成像系統具有更高的動態範圍、更精細的解析度、更高的檢測效率和更低的雜訊。
圖1.數位X光探測器訊號鏈。
電腦斷層掃描
電腦斷層掃描
電腦斷層掃描(CT)同樣採用電離輻射技術，但與數位X光技術不同的是，它基於扇型探測器系統，與X光源同步旋轉，並利用更複雜的處理技術生成血管、軟組織等的高解析度3D圖像。
CT探測器是整個系統架構的核心元件，它實際上是CT系統的心臟。它由多個模組組成，如圖2所示。每個模組將入射的X光轉換為電訊號，並路由到多通道類比資料擷取系統(ADAS)。每個模組都包含一個閃爍晶體陣列、一個光電二極體陣列和含有多工至ADC的多個積分器通道的ADAS。ADAS必須具有極低的雜訊性能，以保持良好的空間解析度，降低X光劑量，並具有極低的電流輸出以實現高動態範圍性能。為了避免圖像偽影並確保良好的對比度，轉換器前端必須具有出色的線性度性能並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位元的高解析度才能獲得更優質、更清晰的圖像，同時還要具有快速採樣速率（短至100 μs），以便數位化探測器讀數。ADC採樣速率還必須支援多工，這樣就可以使用較少數量的轉換器，並且減小整個系統的尺寸和功耗。
正電子放射斷層攝影
正電子放射斷層掃描(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，然後透過可變增益放大器(VGA)放大並補償幅度變化。然後將產生的訊號在ADC和比較器路徑之間分離，以提供能量和時序資訊，供PET重合處理器用於重建體內放射性示蹤劑濃度的3D圖像。
圖2.CT探測器模組訊號鏈。
圖3.PET電子前端訊號鏈。
如果兩個光子的能量約為511 keV，並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位元的高解析度，並且快速採樣速率通常需高於40 MSPS。低雜訊性能可最大程度地擴大動態範圍，而低功耗工作模式則可減少散熱，這兩點對於PET成像也很重要。
磁振成像
磁振成像(MRI)是一種非侵入式醫療成像技術，它依賴於核磁共振現象，並且無需使用電離輻射，這使之有別於DR、CT和PET系統。
Mr訊號的載波頻率直接與主磁場強度成比例，其商用掃描器頻率範圍為12.8 MHz至298.2 MHz。訊號頻寬由頻率編碼方向的視場定義，變化範圍從幾kHz到幾十kHz。
這對接收器前端提出了特殊的要求，該前端通常基於具有較低速率SAR ADC的超外差式架構（見圖4）。然而，類比數位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範圍內以16位元深度、超過100 MSPS的轉換速率對MR訊號直接進行數位轉換。其動態範圍要求非常嚴苛，通常超過100 dB。透過對MR訊號過採樣可以提高解析度、增加SNR，並消除頻率編碼方向的混疊偽像，從而增強圖像品質。為獲得快速掃描採集時間，可應用基於欠採樣的壓縮檢測技術。
超音波掃描
超音波掃描技術或醫學超音波的物理原理與本文中討論的所有其他成像模式不同。它使用頻率範圍為1 MHz至18 MHz的聲波脈衝。這些聲波掃描人體內部組織並以不同強度的回波進行反射。即時獲取這些回波，並顯示為超音波掃描圖，其中可能包含不同類型資訊，如聲阻抗、血流量、組織隨時間的活動狀態或其僵硬程度。
醫療超音波前端（如圖5所示）的關鍵功能模組由整合的多通道類比前端(AFE)表示，它包括低雜訊放大器、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範圍。根據成像模式，該要求可能需要達到70 dB至160 dB，以便區分血液訊號與探頭和身體組織運動所產生的背景雜訊。因此，ADC必須具有高解析度、高採樣速率和低總諧波失真(THD)，以保持超音波訊號的動態保真度。超音波前端的高通道密度還要求必須具有低功耗特性。面向醫療超音波設備提供的一系列整合式AFE可實現最佳圖像品質，並降低功耗、系統尺寸和成本。
圖4.MRI超外差式接收器訊號鏈。
結論
醫療成像對電子設計提出了極為嚴苛的要求。以低成本和精小的封裝提供低功耗、低雜訊、高動態範圍和高解析度性能，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 可滿足這些要求，為關鍵的訊號鏈功能模組提供高度整合的解決方案，推動實現頂尖的臨床成像設備，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。下列產品即適於于本文所提到的各種醫療成像模式。
► ADAS1256：這款高度整合的類比前端包含256個通道，具備低雜訊積分器、低通濾波器和相關雙採器（多工到高速16位元ADC中）。它是一個完整的電荷-數位轉換解決方案，針對可直接安裝在數位X光面板上的DR應用而設計。
► 針對分立式DR系統，18位元PulSAR®ADC AD7960提供99 dB的SNR和5 MSPS的採樣速率，可提供無與倫比的性能，以滿足最高動態範圍的雜訊和線性度要求。16位元、雙通道AD9269和14位元、16通道AD9249流水線ADC分別可提供高達80 MSPS和65 MSPS的採樣速率，以實現高速螢光透視系統。
► ADAS1135和ADAS1134：這兩款高度整合的256通道和128通道資料擷取系統由低雜訊/低功耗/低輸入電流積分器、同步採樣保持元件以及具有可配置採樣速率和最高24位元解析度的兩個高速ADC組成，提供出色的線性度，可最大限度地提高CT應用的圖像品質。
► AD9228、AD9637、AD9219和AD9212：這幾款12位元和10位元多通道ADC的採樣速率從40 MSPS到80 MSPS，經過優化後具有出色的動態性能和低功耗，可滿足PET要求。
► AD9656：這款16位元、四通道流水線ADC提供高達125 MSPS的轉換速率，針對傳統的直接數位轉換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通道整合式接收器前端專為低成本、低功耗的醫療超聲應用而設計，採用14位元ADC，採樣速率最高可達125 MSPS。每個通道都經過優化，在連續波模式下具有160 dBFS/√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.醫療超音波前端訊號鏈。
