X 射線 (DXR)、磁共振成像和其他醫(yī)療設(shè)備要求數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)具備小型、高性能、低功耗等特性，以滿足競爭市場上醫(yī)生、病人和制造商的需求。本文展示一款高、低功耗信號鏈，可解決多通道應(yīng)用（如數(shù)字 X 射線，需多路復(fù)用多通道的大信號和小信號測量）以及過采樣應(yīng)用（如 MRI，要求低噪聲、高動態(tài)范圍和寬帶寬）帶來的挑戰(zhàn)。高吞吐速率、低噪聲、高線性度、低功耗以及小尺寸使 18 位、5 MSPS PulSAR? 差分 ADCAD7960 成為這些高性能成像應(yīng)用以及其他精密數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的理想選擇。

　　數(shù)字 X 射線

　　人類于 1895 年通過膠片或閃爍屏檢測的方式，首次發(fā)現(xiàn)了 X 射線。從此，人們便將這項技術(shù)用于各種醫(yī)療診斷場合，包括腫瘤科、牙科以及獸醫(yī)學(xué)，以及眾多工業(yè)成像應(yīng)用。數(shù)字 X 射線能以固態(tài)傳感器代替膠片檢測器，包括平板探測器和線性掃描探測器。平板探測器使用兩種技術(shù)：直接轉(zhuǎn)換與間接轉(zhuǎn)換。在直接轉(zhuǎn)換中，硒光電池組成容性元件，直接將高頻 X 射線光子轉(zhuǎn)換為電流信號。而在間接轉(zhuǎn)換中，碘化銫閃爍計數(shù)器首先將 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)換為電流信號。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，然后再將電壓轉(zhuǎn)換為圖像處理器能夠處理的數(shù)據(jù)。如圖 1 所示的典型 DXR 系統(tǒng)能以高采樣速率，將很多通道多路復(fù)用至單 ADC，而不會犧牲。

　　圖 1. 數(shù)字 X 射線信號鏈

　　今天，數(shù)字 X 射線探測器制造商通常采用間接轉(zhuǎn)換。一百萬像素以上的非晶硅平板探測器或光電二極管陣列捕獲光子能量，將輸出多路復(fù)用至 12 個或 24 個 ADC。這項技術(shù)具有高效的 X 射線光子吸收和高性噪比，以一半的 X 射線照射量實時獲得動態(tài)高分辨率圖像。每像素的采樣速率較低，數(shù)值從針對骨頭和牙齒的幾 Hz，到獲取嬰兒心臟（人體內(nèi)速度快的器官）圖像所需的 120 Hz。

　　測量數(shù)字放射檢查探測器的圖像質(zhì)量即可知其性能優(yōu)劣，因此對 X 射線束進(jìn)行采集和精細(xì)處理便顯得尤為重要。數(shù)字放射檢查具有更大的動態(tài)范圍、高采集速度和幀速率，并采用特定的圖像處理技術(shù)以保持一致性，從而增強圖像質(zhì)量。

　　醫(yī)療成像系統(tǒng)必須提供質(zhì)量更佳的圖像，以實現(xiàn)診斷和更短的掃描時間，降低病人所受 X 射線的照射量。高端放射檢查系統(tǒng)（動態(tài)采集）一般用于外科中心和手術(shù)室中，而基本系統(tǒng)用于急診室、小型醫(yī)院或醫(yī)生辦公室中。工業(yè)成像系統(tǒng)必須耐用，因為它們的使用壽命非常長，并且可能位于高射線照射量的惡劣環(huán)境中。安保或行李檢查應(yīng)用可采用較低的 X 射線照射量，因為 X 射線源會在長時間內(nèi)持續(xù)存在。

　　MRI 梯度控制

　　如圖 2 所示的 MRI 系統(tǒng)適合大腦成像應(yīng)用，或用于骨科、血管造影和血管研究等，因為該系統(tǒng)可掃描提供軟組織的高對比度圖像，無需將其暴露在電離輻射下。MRI 工作頻段為 1 MHz 至 100 MHz RF，而計算機斷層掃描 (CT) 和 DXR 工作在 1016 Hz 至 1018 Hz 頻率范圍內(nèi)，并且需要讓病人暴露在電路輻射下，會損害活組織。

　　MRI 控制系統(tǒng)具有很小的容差，因此需要高性能元件。在 MRI 系統(tǒng)中，使用大線圈創(chuàng)建 1.5 T 至 3 T 主磁場。高電壓（ 1000 V）施加于線圈，形成高達(dá) 1000 A 的所需電流。MRI 系統(tǒng)使用梯度控制，并通過改變特定線圈內(nèi)的電流，線性改變主磁場。對這些梯度線圈進(jìn)行快速且的調(diào)制，改變主磁場，使其對準(zhǔn)體內(nèi)極小的位置。梯度控制使用 RF 能量，激發(fā)人體組織中某個較薄的橫截面，以此產(chǎn)生 x、y 和 z 軸圖像。MRI 要求快速響應(yīng)時間，并且要求其梯度控制到 1 mA 內(nèi) (1 ppm)。MRI 系統(tǒng)制造商可采用模擬或數(shù)字域控制梯度。MRI 系統(tǒng)的設(shè)計具有極長的開發(fā)時間、極高的物料成本等特點，并且與整體硬件和軟件復(fù)雜性相關(guān)的風(fēng)險極大。

　　圖 2. MRI 系統(tǒng)

　　高性能數(shù)據(jù)采集信號鏈

　　圖 3 顯示高、低噪聲、18 位數(shù)據(jù)采集信號鏈，提供±0.8 LSB 積分非線性 (INL)、±0.5 LSB 差分非線性 (DNL) 以及 99 dB 信噪比 (SNR)。圖 4 顯示其采用 5 V 基準(zhǔn)電壓源時的典型 FFT 和線性度性能。該信號鏈的總功耗約為 345 mW，與競爭型解決方案相比約低 50%。

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

　　圖 4. AD7960 典型 FFT 和線性度性能

　　這類高速、多通道數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)可用于 CT、DXR 以及其他醫(yī)療成像應(yīng)用中，這些應(yīng)用都要求在不犧牲的前提下提供更高的采樣速率。該系統(tǒng)的 18 位線性度以及低噪聲性能可提升圖像質(zhì)量，而其 5 MSPS 吞吐速率可縮短掃描周期（每秒幀數(shù)更高），降低暴露在 X 射線下的劑量，提供的醫(yī)療診斷和更佳的患者體驗。對多個通道進(jìn)行多路復(fù)用處理可獲得分辨率更高的圖像，用于器官（如心臟）的完整分析，實現(xiàn)成本合理的診斷，并降低功耗。、成本、功耗、尺寸、復(fù)雜性以及可靠性對醫(yī)療設(shè)備制造商而言極為重要。

　　在 CT 掃描儀中，每通道使用一個采樣保持電路捕獲連續(xù)像素電流，并將輸出多路復(fù)用至高速 ADC。高吞吐速率允許將很多像素多路復(fù)用至單個 ADC，可節(jié)省成本、空間與功耗。低噪聲和良好的線性度提供高質(zhì)量的圖像。高分辨率紅外攝像機可從該分辨率中獲益。

　　過采樣是以比奈奎斯特頻率高得多的速率來對輸入信號進(jìn)行采樣的過程。過采樣用于光譜分析、MRI、氣相色譜分析、血液分析以及其他需要具有寬動態(tài)范圍的醫(yī)療儀器中，以便監(jiān)控并測量多通道的小信號與大信號。高分辨率和高、低噪聲、快速刷新速率以及極低的輸出漂移等性能可大幅簡化 MRI 系統(tǒng)的設(shè)計，降低開發(fā)成本與風(fēng)險。

　　MRI 系統(tǒng)的關(guān)鍵要求是在醫(yī)院或醫(yī)生辦公室中可重復(fù)、長期穩(wěn)定地測量。為了獲得更佳的圖片質(zhì)量，這些系統(tǒng)還要求具有更高等級的線性度以及高動態(tài)范圍 (DR)，范圍從直流到幾十 kHz。原則上講，對 ADC 進(jìn)行 4 倍過采樣可額外提供 1 位分辨率，或增加 6 dB 的 DR。由過采樣而獲得的 DR 改善為：ΔDR = log2 (OSR) × 3 dB。許多情況下，Σ-Δ型 ADC 可以很好地實現(xiàn)過采樣，但要求在通道間實現(xiàn)快速切換或要求進(jìn)行直流測量時，過采樣會受到限制。采用逐次逼近型 (SAR) ADC 進(jìn)行過采樣還可改善抗混疊性能，降低噪聲。

　　的 ADC 架構(gòu)

　　CT、DXR 和其他多通道應(yīng)用（或光譜儀、MRI 和其他過采樣應(yīng)用）中的精密高速數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)要求使用的 ADC。如圖 5 所示，18 位、5 MSPS PulSAR 差分 ADC AD7960 采用容性數(shù)模轉(zhuǎn)換器 (CAPDAC) 提供一流的噪聲和線性度性能，并且無延遲或流水線延遲。該器件具有寬帶寬、高 (100 dB DR) 以及快速采樣 (200 ns) 性能，可用于醫(yī)療成像應(yīng)用，極大降低多通道應(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，額定工作溫度為–40°C 至+85°C 工業(yè)溫度范圍。16 位 AD7961 與 AD7960 引腳兼容，可用于僅需 16 位性能的應(yīng)用中。

　　圖 5. AD7960 功能框圖

　　如圖 6 所示，容性 DAC 由差分 18 位二進(jìn)制加權(quán)電容陣列（該陣列還可作為采樣電容使用，采集模擬輸入信號）、比較器以及控制邏輯組成。采樣階段結(jié)束后，轉(zhuǎn)換控制輸入 (CNV±) 變?yōu)楦唠娖?，輸?IN+和 IN?之間的差分電壓被捕獲，轉(zhuǎn)換階段開始。電容陣列中的每一個元件在 GND 和 REF 之間逐次切換，電荷被重新分配，輸入與 DAC 值進(jìn)行比較，且位根據(jù)結(jié)果予以保留或丟棄。該過程結(jié)束時，控制邏輯產(chǎn)生 ADC 輸出代碼。AD7960 將于開始轉(zhuǎn)換后約 100 ns 時返回采樣模式。采樣時間約為總周期的 50%，這使 AD7960 易于驅(qū)動，同時放寬了 ADC 驅(qū)動器的建立時間要求。

　　圖 6. AD7960 內(nèi)部簡化原理圖

　　TAD7960 系列采用 1.8 V 和 5 V 電源供電，以自時鐘模式轉(zhuǎn)換時的功耗僅為 39 mW (5 MSPS)。功耗隨采樣速率線性變化，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)功率所決定。相比業(yè)內(nèi)速度第二的 18 位 SAR ADC 器件，AD7960 的速度要快兩倍，功耗低 70%，占位面積小 50%。

　　AD7960 提供 3 種外部基準(zhǔn)電壓選項：2.048 V、4.096 V 和 5 V。片內(nèi)緩沖器使 2.048 V 基準(zhǔn)電壓翻倍，因此轉(zhuǎn)換等效于 4.096 V 或 5 V。

　　數(shù)字接口采用低電壓差分信號 (LVDS)，具有自時鐘模式和回波時鐘模式，提供 ADC 和主機處理器之間的高速數(shù)據(jù)傳輸（高達(dá) 300 MHz）。由于多個器件可共享時鐘，因此 LVDS 接口降低了數(shù)字信號的數(shù)量，簡化了信號路由。它還能降低功耗，這在多路復(fù)用應(yīng)用中尤為有用。自時鐘模式利用主機處理器簡化接口，允許接頭采用簡單時序同步每次轉(zhuǎn)換的數(shù)據(jù)。若要讓數(shù)字主機采集數(shù)據(jù)輸出，則需要用到接頭，因為數(shù)據(jù)不存在時鐘輸出同步。回波時鐘模式提供穩(wěn)定的時序，但要使用一對額外的差分對。輸出數(shù)據(jù)速率低于 20 kSPS,時，AD7960 的典型動態(tài)范圍超過 120 dB，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

　　ADC 驅(qū)動器

　　ADC 的采樣時間決定 ADC 驅(qū)動器的建立時間要求。表 1 顯示選擇 ADC 驅(qū)動器時必須考慮的一些規(guī)格。通常，信號鏈性能應(yīng)當(dāng)在工作臺上進(jìn)行驗證，確保獲得所需性能。

　　表 1. AD7960 ADC 驅(qū)動器選型基準(zhǔn)

　　運算放大器的數(shù)據(jù)手冊通常提供線性建立時間與壓擺時間相結(jié)合的建立時間規(guī)格；本文提供的公式為一階近似，假設(shè)線性建立和壓擺均為 50%（多路復(fù)用應(yīng)用），采用 5 V 單端輸入。

　　軌到軌放大器 ADA4899-1 具有 600 MHz 帶寬、–117-dBc 失真（1 MHz 時）以及 1 nV/√Hz 噪聲，如圖 9 所示。配置為單位增益緩沖器并以 5 V 差分信號驅(qū)動 AD7960 的輸入時，其 0.1%建立時間不超過 50 ns。

　　圖 9. ADA4899 噪聲頻譜密度

　　基準(zhǔn)電壓源與緩沖器

　　低噪聲、低功耗軌到軌放大器 AD8031 緩沖來自基準(zhǔn)電壓源 ADR4550 的 5 V 輸出，具有高（±0.02%初始誤差）、低漂移（2 ppm/°C 值）、低噪聲 (1 μV p-p) 以及低功耗（950 μA 值）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穩(wěn)定的基準(zhǔn)電壓，與 ADC 輸入電壓無關(guān)，從而降低 INL。AD8031 具有大容性負(fù)載穩(wěn)定性，可驅(qū)動去耦電容，以便降低瞬態(tài)電流引起的尖峰。該器件適合從寬帶電池供電系統(tǒng)到低功耗、高速、高密度系統(tǒng)的各種應(yīng)用。