Проектирование систем ADC для устройств магнитно-резонансной визуализации высокого разрешения (mri)
Проектирование систем аналого-цифрового преобразователя (ADC) для устройств магнитно-резонансной томографии высокого разрешения (МРТ) является сложной и критической задачей, которая непосредственно влияет на качество изображения, скорость сканирования и клиническую диагностику. ADC находится на интерфейсе между аналоговым миром радиочастотных (RF) сигналов, вызванных прецессированием ядерных спинов и цифровой областью, где работают алгоритмы реконструкции изображения. В современных системах МРТ, которые обычно работают при сильных полях 3T, 7T и за его пределами, требования к производительности ADC усилились пропорционально. Достижение необходимой комбинации высокого разрешения, низкого шума, быстрой выборки и отличной линейности требует глубокого понимания как физики полупроводников, так и характеристик сигналов МРТ. Эта статья обеспечивает всестороннее изучение соображений дизайна, архитектурных вариантов, стратегий снижения шума и новых тенденций, которые определяют состояние современных систем ADC для МРТ с высоким разрешением.
Критическая роль ADC в цепи сигналов МРТ
Цепь сигналов МРТ начинается с RF-катушки, обнаруживающей прецессирующее поперечное намагничивание ядер водорода. Индуцированное напряжение обычно находится в порядке от милливольт до микровольт, и модулируется на частоте Лармора (например, 128 МГц для 3Т, 298 МГц для 7Т). После усиления с низким уровнем шума, преобразования частоты в промежуточную частоту (IF) или базовую полосу и фильтрации аналоговый сигнал должен быть оцифрован до того, как может продолжаться цифровое формирование луча, фильтрация и реконструкция изображения на основе преобразования Фурье. ADC преобразует напряжение непрерывного времени, непрерывной амплитуды в дискретные образцы дискретного уровня.
Качество этого преобразования непосредственно ограничивает достижимое отношение сигнал-шум (SNR) и динамический диапазон конечного изображения. Плохой ADC вводит шум квантования, гармонические искажения и ложные тона, которые ухудшают соотношение контраст-шум и могут заслонять тонкие патологические особенности. В визуализации с высоким разрешением, где размеры вокселей сжимаются к субмиллиметровым размерам, доступный сигнал на воксель уменьшается, делая производительность шума ADC еще более критической. Кроме того, параллельные изображения и многокатушки увеличивают количество каналов приемника, каждый из которых требует своего собственного ADC, поэтому рассеивание мощности и физический след становятся дополнительными ограничениями.
Основные характеристики производительности для MRI ADC
Выбор или проектирование ADC для МРТ с высоким разрешением включает в себя балансирование набора тесно взаимосвязанных спецификаций. В следующих подразделах подробно описаны наиболее важные параметры и их последствия.
Разрешение и эффективное количество битов (ENOB)
Разрешение часто указывается в терминах количества битов ADC. Для высокопольной МРТ распространены 14-битные и 16-битные ADC, а в некоторых высокопроизводительных исследовательских системах появляются 18-битные или даже 20-битные преобразователи. Однако эффективное количество битов (ENOB) учитывает фактическую производительность SNR и искажения на рабочей частоте. 16-битный ADC может доставлять только 12-13 ENOB, если его шумовое дно или нелинейность высоки. Требуемый ENOB приводится в действие динамическим диапазоном, необходимым для представления как сильных сигналов из близлежащих тканей, так и слабых сигналов от глубокой анатомии без обрезания или неупорядоченного шума квантования. ENOB 12-14 типична для современных клинических систем, в то время как исследовательские системы, нацеленные на функциональную МРТ или спектроскопию, могут требовать 14 или более ENOB.
Пропускная способность и пропускная способность
Скорость отбора проб должна удовлетворять критерию Nyquist для максимальной частоты, присутствующей в аналоговом сигнале. В приемниках прямого нисходящего преобразования образцы ADC в базовой полосе, где полосы пропускания обычно составляют от 500 кГц до нескольких мегагерц в зависимости от силы градиента и поля зрения. Для архитектур средней частоты частота отбора проб может варьироваться от десятков до сотен мегасэмплов в секунду (MSPS). Более быстрая выборка позволяет осуществлять избыточную выборку, что может улучшить SNR за счет формирования шума и цифрового децимирования. Однако более высокие скорости отбора проб увеличивают потребление энергии и требования к пропускной способности данных. Типичный МРТ ADC для системы 3T может отбирать 40-100 MSPS с 16-битным разрешением.
Сигнал-шумовое соотношение (SNR) и шумовая фигура
Фигура шума ADC непосредственно добавляется к фигуре шума системы, ухудшая общий SNR. В приемнике МРТ преамплификатор предназначен для очень низкого показателя шума (обычно <0,5 дБ), но ADC не должен значительно ухудшать эту производительность. Достижение достаточно низкого шума ADC требует либо очень низкого шума квантования (высокое разрешение), либо тщательного распределения усиления, так что аналоговый интерфейс обеспечивает достаточное усиление, чтобы затмить шум ADC. Многие ADC MRI указывают SNR более 80 дБ для небольших входных сигналов. Тепловой шум от собственных схем коммутируемого конденсатора ADC и эталонных буферов должен быть минимизирован посредством тщательной конструкции.
Spurious-Free Dynamic Range (SFDR) и линейность
Нелинейности в АЦП генерируют гармонические искажения и продукты интермодуляции, которые могут маскировать небольшие пики в спектрах МР или создавать артефакты в изображениях. Безотказный динамический диапазон (SFDR) - это метрика, которая захватывает наибольший отскок относительно фундаментального сигнала. Для МРТ с высоким разрешением SFDR обычно должен превышать 85 дБк. Интегральная нелинейность (INL) и дифференциальная нелинейность (DNL) должны храниться ниже 0,5 наименее значимых битов (LSB), чтобы избежать видимых артефактов изображения. Передовые цифровые методы калибровки часто используются для коррекции остаточных нелинейностей после изготовления.
Архитектурный выбор для МРТ высокого разрешения
На рынке МРТ не доминирует ни одна архитектура ADC; выбор зависит от требуемого разрешения, скорости, бюджета мощности и уровня интеграции. Три наиболее распространенные архитектуры - это трубопроводные, последовательные регистры приближения (SAR) и модуляторы сигма-дельта непрерывного времени (CT-SD). Варианты с временным интервалом также используются для очень высоких скоростей передачи данных.
Трубопроводные АЦП
Трубопроводные АЦП делят преобразование на несколько этапов, каждый разрешая несколько битов и передавая остаточное разрешение на следующий этап. Они предлагают хороший баланс между разрешением (12-16 бит) и скоростью отбора проб (от десятков до сотен MSPS). Для МРТ трубопроводные АЦП исторически были популярны для IF-отбора из-за их способности достигать высокой SFDR. Однако они потребляют значительную мощность и требуют тщательной конструкции с низким уровнем шума для сохранения SNR через несколько этапов. Современные 14-битные трубопроводные АЦП от поставщиков, таких как Analog Devices и Texas Instruments, широко используются в клинических МРТ-приемниках.
АЦП с последовательным регистром приближения (SAR)
SAR ADCs используют двоичный алгоритм поиска с одним компаратором и цифровым аналоговым преобразователем (DAC). Они по своей сути маломощны и имеют отличную шумопроизводительность при умеренных скоростях отбора проб. Достижения в технологическом процессе подтолкнули разрешение SAR к 16 битам и скоростям свыше 50 MSPS. Их высокая энергоэффективность делает их привлекательными для многоканальных систем МРТ, где одновременно должны работать десятки ADCs. Распределение заряда SAR ADC с емкостными DAC являются общими, но их входная емкость может загружать аналоговый фронтенд. Задержанные коммутаторы и малошумные компараторы необходимы для поддержания линейности.
Модуляторы Sigma-Delta (CT-SD)
CT-SD ADC используют избыточную выборку и формирование шума, чтобы вытолкнуть шум квантования из полосы сигнала, что позволяет получить очень высокое эффективное разрешение (до 20 бит или более) с относительно низкой аналоговой точностью. Они превосходят в приложениях, требующих высокого динамического диапазона на полосе пропускания в несколько мегагерц. Для приемников базовой полосы МРТ преобразователи CT-SD предлагают встроенную антисглаживающую фильтрацию, потому что петлевой фильтр ослабляет внеполосные сигналы. Они также имеют обтекаемый аналоговый интерфейс по сравнению с архитектурами трубопроводов. Основными проблемами являются чувствительность к дрожанию часов и стабильность петлевого фильтра. Недавние исследования продемонстрировали CT-SD ADC с ENOB > 16 для приложений МРТ, используя такие методы, как компенсация задержки избыточного цикла и цифровая калибровка.
Связанные со временем и гибридные подходы
Для очень высоких значений каналов или специализированных приложений, таких как сверхбыстрая эхопланарная визуализация (EPI), ADC с временными интервалами могут объединять несколько более медленных преобразователей для достижения высоких скоростей выборки агрегатов. Однако несоответствия в офсетах, коэффициентах усиления и времени между суб-ADC вводят ложные тона, которые должны быть откалиброваны. Гибридные архитектуры, которые объединяют SAR и методы сигма-дельта (например, SAR, формирующий шум), являются активной областью исследований, направленных на достижение энергоэффективности SAR с разрешением сигма-дельты.
Стратегии смягчения шума и помех
Среда МРТ электрически шумная, с сильными радиочастотными импульсами от цепи передачи, градиентными переключающими токами и цифровыми часами, все это создает потенциальные помехи. Конструкция ADC должна включать несколько слоев управления шумом.
Часовой джиттер и фазовый шум
Джиттер на часах выборки ADC напрямую переводится в шум при выборке изменяющегося во времени сигнала. Для узкополосных сигналов базовой полосы эффект менее серьезен, но для IF выборки даже пикосекунды джиттера могут ограничивать SNR. Выделенные источники часов с низким джиттером (например, кристаллические осцилляторы с фазовыми петлями) и дифференциальное распределение часов являются обязательными. Очистка джиттера на чипе с использованием фазовых интерполяторов или DLL распространена в интегрированных конструкциях ADC.
Отказ от подачи электроэнергии и подстратовый шум
МРТ-приемники часто используют систему с цифровыми процессорами и мощными радиочастотными усилителями. Переключение переходных процессов на силовых рельсах может соединяться с аналоговой схемой ADC. Регуляторы с высоким коэффициентом отторжения подачи мощности (PSRR), отдельные аналоговые и цифровые домены питания и защитные кольца используются для поддержания изоляции. В реализациях системы на чипе тщательное планирование пола и глубокая изоляция траншей минимизируют перекрестные помехи подложки.
Электромагнитная интерференция (EMI) Щит
МРТ-накопитель сам по себе является щитовой комнатой, но помехи все еще могут поступать через сигнальные и силовые кабели. АЦП, расположенные близко к RF-катушкам, должны быть экранированы и могут использовать дифференциальные входы для отбрасывания помех в общем режиме. Макет ПХБ должен обеспечивать, чтобы высокоскоростные цифровые следы были удалены от чувствительных аналоговых входов и чтобы наземные плоскости были непрерывными под АЦП.
Интегрированная цифровая фильтрация и децимация
Многие современные АЦП для МРТ включают в себя цифровые фильтры на чипе (например, каскадные интеграторно-комбные фильтры) для удаления внеполосного шума и уничтожения данных с избыточной выборкой до желаемой скорости вывода. Коэффициенты фильтра могут быть запрограммированы для соответствия различным полосам пропускания поглощения. Цифровой фильтр также подавляет шум квантования, сформированный модуляторами сигма-дельта, что еще больше улучшает эффективное разрешение.
Новые тенденции и инновации
Продолжающееся стремление к более высоким полевым преимуществам (7Т клинических, 10,5Т и 14Т исследований), более быстрым последовательности изображений и портативные устройства стимулируют инновации в разработке ADC для МРТ.
Цифровая калибровка и адаптивная коррекция
Для достижения высокой линейности и разрешения без идеального аналогового сопоставления цифровые калибровочные алгоритмы всё чаще встраиваются в ADC или цепочку сигналов приемника. Фоновая калибровка может исправлять несоответствия усиления, ошибки смещения и ошибки линейности в реальном времени, компенсируя эффекты температуры и старения. Для массивов с временным переплетением слепые методы калибровки с использованием наименьших квадратов или методов корреляции снижают накладные расходы аппаратных средств.
Низкоэнергетические ADC для портативной и легкой МРТ
Портативные системы МРТ, такие как разработанные Hyperfine и другими, работают при низких напряжённостях поля (0,064T) и требуют АЦП с низким рассеиванием мощности для обеспечения работы батареи. Разрабатываются SAR и преобразователи CT-SD с потреблением энергии менее 10 мВт при сохранении 12-14 ЭНОБ. В этих конструкциях часто используются передовые процессы CMOS (28 нм, 22 нм FD-SOI) для снижения динамической мощности.
Интеграция с цифровыми лучами и прямыми выборками
Для устранения аналоговых стадий нисходящей конверсии исследуются АЦП с прямым радиочастотным отбором, которые оцифровывают частоту Лармора напрямую, для частот до 500 МГц. Этот подход снижает сложность аналогового аппаратного обеспечения, но требует АЦП с очень высокой пропускной способностью ввода и производительностью джиттера. В сочетании с цифровым формированием луча он позволяет гибко корректировать фазы и использовать массивные приемные массивы.
AI-ассистируемое разоблачение и реконструкция
Хотя сам ADC все еще должен соответствовать определенным требованиям к шуму, недавние исследования в области реконструкции изображений на основе глубокого обучения показали, что некоторые шумы квантования могут быть допустимы, если алгоритм реконструкции научится подавлять его. Это может ослабить спецификации ADC в конкретных сценариях, хотя фундаментальные компромиссы остаются. Совместное проектирование шумообразования ADC и восстановление на основе нейронной сети является новой областью.
Новые материалы и топологии схем
Исследователи изучают использование процессов BiCMOS на основе кремния-германия (SiGe) для их превосходных шумовых и скоростных характеристик, а также ADC на основе GaN для высокотемпературных или высокорадиационных сред в интервенционной МРТ. Криогенные ADC, охлаждаемые до температуры жидкого азота или гелия, могут работать вблизи RF-катушки при сверхнизком шуме, но управление температурой и упаковка остаются сложными.
Заключение
Проектирование систем ADC для устройств МРТ с высоким разрешением является многогранной инженерной задачей, которая требует балансировки разрешения, скорости, шума, мощности и интеграции. Выбор архитектуры - трубопровод, SAR, непрерывного времени сигма-дельта или гибридная - зависит от конкретных требований системы МРТ, от клинических 3T-сканеров до ультра-высокопольных исследовательских платформ. Методы снижения шума, включая тщательный контроль, изоляцию источника питания и экранирование EMI, необходимы для сохранения слабых сигналов, которые несут диагностическую информацию. Новые тенденции, такие как цифровая калибровка, портативные конструкции с низким энергопотреблением и прямой радиочастотный отбор обещают дальнейшее расширение возможностей МРТ. Поскольку полупроводниковая технология продолжает развиваться, ADCs останется краеугольным камнем производительности МРТ, позволяя быстрее, более высокое разрешение и более доступная визуализация для улучшения ухода за пациентами.
Внешние ссылки: