高性能數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)增強(qiáng)數(shù)字X射線和MRI圖像

數(shù)字 X 射線 （DXR）、磁共振成像 （MRI） 和其他醫(yī)療設(shè)備需要小型、高性能、低功耗的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，以滿足醫(yī)生、患者和制造商在競爭激烈的市場中的需求。本文展示了一種高精度、低功耗信號鏈，可解決多通道應(yīng)用（如數(shù)字X射線）的挑戰(zhàn)，這些應(yīng)用需要多通道的大小信號測量，以及過采樣應(yīng)用（如MRI），需要低噪聲、高動態(tài)范圍和寬帶寬。AD7960 18位、5 MSPS PulSAR差分ADC集高吞吐速率、低噪聲、高線性度、低功耗和小尺寸于一身，非常適合這些高性能成像應(yīng)用以及其他精密數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)。

數(shù)字 X 射線

當(dāng)X射線在1895年首次被發(fā)現(xiàn)時，它們是使用膠片或閃爍屏幕檢測到的。自發(fā)現(xiàn)以來，X射線技術(shù)已被用于腫瘤學(xué)，牙科和獸醫(yī)學(xué)等領(lǐng)域的醫(yī)學(xué)診斷，以及許多其他工業(yè)成像應(yīng)用。數(shù)字X射線用固態(tài)傳感器取代膠片探測器，包括平板和線掃描探測器。平板探測器使用兩種技術(shù)：直接轉(zhuǎn)換和間接轉(zhuǎn)換。通過直接轉(zhuǎn)換，硒陣列形成電容元件，直接將高頻X射線光子轉(zhuǎn)換為電子電流。通過間接轉(zhuǎn)換，碘化銫閃爍體首先將X射線光子轉(zhuǎn)換為可見光，然后硅光電二極管陣列將可見光轉(zhuǎn)換為電子電流。每個光電二極管代表一個像素。低噪聲模擬前端將來自每個像素的小電流轉(zhuǎn)換為大電壓，然后將其轉(zhuǎn)換為可由圖像處理器處理的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)。典型的DXR系統(tǒng)（如圖1所示）以高采樣速率將多個通道多路復(fù)用到單個ADC中，而不會犧牲精度。

圖1.數(shù)字 X 射線信號鏈。

如今，數(shù)字X射線探測器制造商通常使用間接轉(zhuǎn)換。非晶硅平板探測器或超過一百萬像素的光電二極管陣列捕獲光子能量，將輸出多路復(fù)用到一二十多個ADC中。該技術(shù)提供有效的X射線光子吸收和高信噪比，以實(shí)時獲得動態(tài)高分辨率圖像，X射線劑量降低50%。每個像素的采樣率很低，從骨骼和牙齒的幾赫茲到捕獲嬰兒心臟圖像的最大 120 Hz，這是體內(nèi)最快的器官。

數(shù)字射線照相探測器的性能是通過其圖像質(zhì)量來衡量的，因此X射線束的精確采集和精確處理至關(guān)重要。數(shù)字射線照相的動態(tài)范圍更大，采集速度和幀速率快，以及使用特殊圖像處理技術(shù)的均勻性，使其能夠顯示增強(qiáng)的圖像。

醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng)必須提供增強(qiáng)的圖像以實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確的診斷和更短的掃描時間，以減少患者暴露于X射線劑量。高端射線照相系統(tǒng)（動態(tài)采集）通常用于外科中心和手術(shù)室，而基本系統(tǒng)則用于緊急情況、小型醫(yī)院或醫(yī)生辦公室。工業(yè)成像系統(tǒng)必須堅(jiān)固耐用，因?yàn)樗鼈兙哂休^長的使用壽命，并且在惡劣環(huán)境中會受到高輻射劑量的影響。安檢或行李檢查應(yīng)用可以使用低 X 射線劑量，因?yàn)?X 射線源長時間保持開啟狀態(tài)。

磁共振梯度控制

MRI系統(tǒng)（如圖2所示）最適合腦成像或骨科、血管造影和血管研究，因?yàn)閽呙杩稍谲浗M織上提供高對比度，而不會使其暴露于電離輻射。MRI 在 1 MHz 至 100 MHz RF 頻段工作，而計(jì)算機(jī)斷層掃描 （CT） 和 DXR 在 1016 Hz 至 1018 Hz 頻率范圍內(nèi)工作，使患者受到可能損害活組織的電離輻射。

MRI控制系統(tǒng)規(guī)定了嚴(yán)格的公差，因此需要高性能的組件。在MRI系統(tǒng)中，使用大線圈產(chǎn)生1.5 T至3 T的主磁場。向線圈施加高達(dá) 1000 V 的高電壓，以產(chǎn)生高達(dá) 1000 A 的所需電流。MRI 系統(tǒng)使用梯度控制通過改變特殊線圈中的電流來線性改變主磁場。這些梯度線圈被快速而精確地調(diào)制，改變主磁場以瞄準(zhǔn)體內(nèi)非常小的位置。梯度控制使用射頻能量為身體組織的薄橫截面提供能量，以生成 x、y 和 z 軸圖像。MRI需要快速響應(yīng)時間，其梯度精確控制在1 mA（1 ppm）以內(nèi)。MRI系統(tǒng)制造商可以在模擬域或數(shù)字域中控制梯度。MRI系統(tǒng)的設(shè)計(jì)涉及大量的開發(fā)時間，巨大的物料清單成本，以及與整體硬件和軟件復(fù)雜性相關(guān)的巨大風(fēng)險。

圖2.磁共振成像系統(tǒng)。

高性能數(shù)據(jù)采集信號鏈

圖3顯示了一個高精度、低噪聲、18位數(shù)據(jù)采集信號鏈，具有±0.8 LSB積分非線性（INL）、±0.5 LSB差分非線性（DNL）和99 dB信噪比（SNR）。圖4顯示了使用5 V基準(zhǔn)電壓源的典型FFT和線性度性能。信號鏈的總功耗約為345 mW，比競爭解決方案低約50%。

圖3.采用AD7960、ADA4899、AD8031和ADR4550的精密、快速建立信號鏈。

圖4.AD7960的典型FFT和線性度性能

這種類型的高速、多通道數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)可用于CT、DXR和其他需要更高采樣率而又不犧牲精度的醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用。其 18 位線性度和低噪聲可提供增強(qiáng)的圖像質(zhì)量，其 5-MSPS 吞吐量允許更短的掃描周期（每秒更多幀）并減少暴露于 X 射線劑量，從而實(shí)現(xiàn)準(zhǔn)確的醫(yī)生診斷和更好的患者體驗(yàn)。多路復(fù)用多個通道可創(chuàng)建更高分辨率的圖像，用于對心臟等器官進(jìn)行全面分析，并在最大限度地降低功耗的同時實(shí)現(xiàn)經(jīng)濟(jì)實(shí)惠的診斷。精度、成本、功耗、尺寸、復(fù)雜性和可靠性對醫(yī)療設(shè)備制造商至關(guān)重要。

在CT掃描儀中，每個通道使用一個采樣保持連續(xù)捕獲像素電流，輸出多路復(fù)用到高速ADC。高吞吐速率允許將多個像素多路復(fù)用到單個ADC，從而節(jié)省成本、空間和功耗。低噪聲和良好的線性度可提供高質(zhì)量的圖像。高分辨率紅外熱像儀可以從該解決方案中受益。

過采樣是以遠(yuǎn)高于奈奎斯特頻率的速率對輸入信號進(jìn)行采樣的過程。過采樣用于光譜、MRI、氣相色譜、血液分析和其他需要寬動態(tài)范圍的醫(yī)療儀器，以準(zhǔn)確監(jiān)測和測量來自多個通道的小信號和大信號。高分辨率和高精度、低噪聲、快速刷新率和極低的輸出漂移可以顯著簡化設(shè)計(jì)，降低MRI系統(tǒng)的開發(fā)成本和風(fēng)險。

MRI系統(tǒng)的關(guān)鍵要求之一是在醫(yī)院或醫(yī)生辦公室中長時間測量的可重復(fù)性和穩(wěn)定性。為了提高圖像質(zhì)量，這些系統(tǒng)還需要嚴(yán)格的線性度和從直流到幾十千赫茲的高動態(tài)范圍（DR）。通常，對ADC進(jìn)行四倍過采樣可提供額外的一位分辨率，或DR增加6 dB。由于過采樣而導(dǎo)致的 DR 改進(jìn)為 ΔDR = log2（OSR） × 3 dB。在許多情況下，過采樣在Σ-Δ型ADC中實(shí)現(xiàn)得非常好，但是當(dāng)需要在通道之間快速切換和精確直流測量時，過采樣受到限制。使用逐次逼近（SAR）ADC進(jìn)行過采樣還可以改善抗混疊并降低噪聲。

先進(jìn)的ADC架構(gòu)

CT、DXR 和其他多通道應(yīng)用（或光譜學(xué)、MRI 和其他過采樣應(yīng)用）中使用的精密高速數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)需要最先進(jìn)的 ADC。AD7960 18位、5 MSPS PulSAR差分ADC（如圖5所示）采用容性數(shù)模轉(zhuǎn)換器（CAPDAC），可提供前所未有的噪聲和線性度，無延遲或流水線延遲。它提供醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用所需的寬帶寬、高精度（100 dB DR）和快速采樣（200 ns），并顯著降低了多通道應(yīng)用的功耗和成本。該器件采用小型（5 mm × 5 mm）、易于使用的 32 引腳 LFCSP 封裝，額定溫度范圍為 –40°C 至 +85°C 工業(yè)溫度范圍。16位AD7961與AD7960引腳兼容，可在16位性能足夠時使用。

圖5.AD7960功能框圖

容性DAC（如圖6所示）由差分18位二進(jìn)制加權(quán)電容陣列（也用作采集模擬輸入信號的采樣電容）、比較器和控制邏輯組成。采集階段完成后，轉(zhuǎn)換控制輸入（CNV±）變?yōu)楦唠娖剑东@輸入IN+和IN?之間的差分電壓，轉(zhuǎn)換階段開始。電容陣列的每個元件在GND和REF之間連續(xù)切換，重新分配電荷，將輸入與DAC值進(jìn)行比較，并根據(jù)結(jié)果保留或丟棄位?？刂七壿嬙诖诉^程完成時生成ADC輸出代碼。AD7960在轉(zhuǎn)換開始后約100 ns返回采集模式。采集時間約為總周期時間的50%，使AD7960易于驅(qū)動，并放寬ADC驅(qū)動器所需的建立時間。

圖6.AD7960簡化的內(nèi)部原理圖

AD7960系列采用1.8 V和5 V電源供電，在自時鐘模式下轉(zhuǎn)換時，5 MSPS時的功耗僅為39 mW。功耗與采樣速率成線性關(guān)系，如圖7所示。

圖7.AD7960功耗與吞吐速率的關(guān)系

極低采樣速率下的功耗主要由LVDS靜態(tài)功耗決定。與業(yè)界速度第二快的18位SAR ADC相比，AD7960的速度是其兩倍，功耗降低70%，占位面積小50%。

AD7960提供三種外部基準(zhǔn)電壓源選項(xiàng)：2.048 V、4.096 V和5 V。片內(nèi)緩沖器使2.048 V基準(zhǔn)電壓加倍，因此轉(zhuǎn)換以4.096 V或5 V為基準(zhǔn)。

數(shù)字接口使用低壓差分信號（LVDS），提供自時鐘和回波時鐘模式，以實(shí)現(xiàn)ADC和主機(jī)處理器之間的高速數(shù)據(jù)傳輸（高達(dá)300 MHz）。LVDS接口減少了數(shù)字信號的數(shù)量，簡化了信號路由，因?yàn)槎鄠€器件可以共享一個公共時鐘。這也降低了功耗，這在多路復(fù)用應(yīng)用中特別有用。自時鐘模式簡化了與主機(jī)處理器的接口，允許使用標(biāo)頭進(jìn)行簡單計(jì)時，以同步每次轉(zhuǎn)換的數(shù)據(jù)。需要報(bào)頭以允許數(shù)字主機(jī)獲取數(shù)據(jù)輸出，因?yàn)闆]有與數(shù)據(jù)同步的時鐘輸出?；夭〞r鐘模式以額外的差分對為代價提供可靠的時序。AD7960在輸出數(shù)據(jù)速率低于20 kSPS時可實(shí)現(xiàn)超過120 dB的典型動態(tài)范圍，如圖8所示。

圖8.AD7960動態(tài)范圍與輸出數(shù)據(jù)速率的關(guān)系

模數(shù)轉(zhuǎn)換器驅(qū)動器

ADC的采集時間決定了ADC驅(qū)動器的建立時間要求。表1顯示了選擇ADC驅(qū)動器時必須考慮的一些規(guī)格。與往常一樣，應(yīng)在工作臺上驗(yàn)證信號鏈性能，以確保可實(shí)現(xiàn)所需的性能。

表 1.AD7960 ADC驅(qū)動器選擇基準(zhǔn)測試

ADC 驅(qū)動器規(guī)格	通式	最低要求
帶寬（ f-3dB_amp)		40兆赫
壓擺率

運(yùn)算放大器的數(shù)據(jù)手冊通常提供線性建立和轉(zhuǎn)換時間的組合建立時間規(guī)格;給出的公式是一階近似值，假設(shè)線性建立率為50%，回轉(zhuǎn)（多路復(fù)用應(yīng)用）為50%。

ADA4899-1軌到軌放大器具有600 MHz帶寬、–117 dBc失真@ 1 MHz和1 nV/√Hz噪聲，如圖9所示。當(dāng)配置為單位增益緩沖器以5 V差分信號驅(qū)動AD7960的輸入時，它在50 ns內(nèi)建立至0.1%。

圖9.ADA4899噪聲頻譜密度

引用和緩沖區(qū)

低噪聲、低功耗AD8031軌到軌放大器緩沖基準(zhǔn)電壓源ADR4550的5 V輸出，具有高精度（最大初始誤差±0.02%）、低漂移（最大2 ppm/°C）、低噪聲（1 μV p-p）和低功耗（最大950 μA）等特性。第二個AD8031緩沖ADC的2.5 V共模輸出電壓。其低輸出阻抗可保持與ADC輸入電壓無關(guān)的穩(wěn)定基準(zhǔn)電壓，從而最大限度地降低INL。AD8031在大容性負(fù)載下保持穩(wěn)定，可以驅(qū)動去耦電容，以最大限度地減小瞬態(tài)電流引起的尖峰。它非常適合各種應(yīng)用，從寬帶電池供電系統(tǒng)到需要低功耗的高速、高密度系統(tǒng)。

結(jié)論

采用ADI專有技術(shù)的高精度、低功耗信號鏈可提供前所未有的速度、噪聲和線性度，解決了用于DXR和MRI梯度控制的高性能多路復(fù)用和過采樣數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的難題。高性能信號鏈組件采用小尺寸封裝，可在多通道應(yīng)用中節(jié)省空間并降低成本。

審核編輯：郭婷