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Medizinsche Bildgebungssysteme: Drahtseilakt für Datenwandler

Beim Elektronikdesign für die medizinische Bildgebung werden die größten Anforderungen an den Datenwandler gestellt – in Bezug auf Dynamikumfang, Auflösung, Genauigkeit, Linearität und Rauschen. Dabei sind die Ansprüche an das Bauteil so unterschiedlich wie die Verfahren selbst.

Analog Devices Bildquelle: © natali_mis/Adobe Stock

Jedes medizinsche Bildgebungssystem hat seine ganz eigenen Anforderungen an die Datenwandler.

Die Entdeckung der Röntgenstrahlung durch Wilhelm Conrad Röntgen 1895 brachte ihm den ersten Nobelpreis für Physik überhaupt ein und legte das historische Fundament für die medizinische Bildgebung. Seitdem hat diese sich zu einer umfangfassenden wissenschaftlichen Disziplin entwickelt, die im weitesten Sinne verschiedene Techniken zur nicht-invasiven Visualisierung der inneren Aspekte des Körpers bezeichnet. So unterschiedlich die Verfahren sind, sie haben doch eines gemeinsam: Sie nutzen ein analoges Datenerfassungs-Frontend zur Signalaufbereitung und Wandlung von Rohdaten in eine digitale Ebene. Dieser kleine funktionale Frontend-Block verbirgt sich tief im Gerät; seine Leistung hat aber entscheidenden Einfluss auf die resultierende Bildqualität des Gesamtsystems. Die Signalkette besteht dabei aus einem Sensorelement, einem rauscharmen Verstärker (LNA), einem Filter und einem Analog-Digital-Wandler (ADC). Je nach Verfahren stehen Entwickler dabei vor ganz unterschiedlichen Design-Herausforderungen, denn in einem Röntgengerät müssen die Datenwandler anderen physikalischen Prinzipien folgen als beispielsweise in einem Ultraschallgerät.

Analog Devices Bildquelle: © Grafiken: Analog Devices

Bild 1. Signalkette eines digitalen Röntgendetektors.

Digitales Röntgen

Das digitale Röntgen (DR) basiert auf physikalischen Prinzipien, die allen herkömmlichen absorptionsbasierten Röntgensystemen gemeinsam sind. Die durch den Körper strömende Röntgenstrahlung wird durch Gewebe mit unterschiedlicher Röntgenstrahldurchlässigkeit abgeschwächt und auf ein flaches Detektorsystem projiziert (Bild 1). Der Detektor wandelt die Röntgenphotonen in elektrische Ladungen um, die proportional zur Energie der einfallenden Partikel sind.

Das resultierende elektrische Signal wird verstärkt und in eine digitale Domäne gewandelt, um eine genaue digitale Darstellung des Röntgenbildes zu erhalten. Die Qualität dieser Darstellung hängt von der Signalabtastung in den Raum- und Intensitätsdimensionen ab. In der räumlichen Dimension wird die minimale Abtastrate durch die Pixelmatrixgröße des Detektors und die Aktualisierungsrate für die Echtzeit-Durchleuchtung definiert. Flachdetektoren mit Millionen von Pixeln und typischen Aktualisierungsraten von bis zu 25 bis 30  fps (frames per second) verwenden Kanalmultiplexing und mehrere ADCs mit Abtastraten bis zu mehreren Dutzend MSPS (Megasamples pro Sekunde). Dadurch erreichen sie eine minimale Wandlungszeit, ohne die Genauigkeit zu beeinträchtigen.

In der Intensitätsdimension stellt das digitale Ausgangssignal eines ADC die integrierte Menge der in einem bestimmten Pixel über eine bestimmte Belichtungszeit absorbierten Röntgenphotonen dar. Diesem Wert wird eine endliche Anzahl von diskreten Pegeln zugeordnet, die durch die Bittiefe eines ADC definiert ist.

Das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) ist ein weiterer wichtiger Parameter, der die eigentliche Fähigkeit des Systems definiert, die anatomischen Merkmale des abgebildeten Körpers originalgetreu wiederzugeben. DR-Systeme verwenden 14-bit- bis 18-bit-ADCs mit SNR-Pegeln von 70 dB bis 100 dB, je nach Typ des Abbildungssystems und dessen Anforderungen. Es gibt eine große Auswahl an diskreten A/D-Wandlern und integrierten analogen Frontends, um verschiedene Arten von digitalen Röntgensystemen mit erhöhtem Dynamikumfang, feinerer Auflösung, höherer Erkennungseffizienz und geringerem Rauschen zu ermöglichen.

Analog Devices Bildquelle: © Grafiken: Analog Devices

Bild 2. Signalkette des CT-Detektor-Moduls.

Computertomographie

Die Computertomographie (CT) verwendet ebenfalls ionisierende Strahlung, basiert aber im Gegensatz zum digitalen Röntgen auf einem bogenförmigen Detektorsystem, das sich synchron mit einer Röntgenquelle dreht und mithilfe modernerer Verarbeitungstechniken hochauflösende 3D-Bilder einschließlich denen von Blutgefäßen und Weichgeweben erzeugt.

Der CT-Detektor ist eine der wichtigsten Komponenten der gesamten Systemarchitektur. Es besteht aus mehreren Modulen, die in Bild 2 dargestellt sind. Jedes Modul wandelt die einfallenden Röntgenstrahlen in elektrische Signale um, die in das Mehrkanal-Analogdatenerfassungssystem (ADAS) geleitet werden. Dieses enthält mehrere Stromintegratorkanäle, die für die ADCs gemultiplext werden. Das ADAS muss eine sehr rauscharme Performance aufweisen, um eine gute räumliche Auflösung bei reduzierter Röntgendosis zu gewährleisten und eine hohe Dynamik mit extrem geringen Ausgangsströmen zu erreichen. Um Bildartefakte zu vermeiden und einen guten Kontrast zu gewährleisten, sollte das Wandler-Frontend eine sehr lineare Performance aufweisen und einen Betrieb mit geringer Leistungsaufnahme bieten, um die Kühlanforderungen für den temperaturempfindlichen Detektor zu verringern.

Der ADC muss eine hohe Auflösung von mindestens 24 bit aufweisen, um bessere und schärfere Bilder zu erzielen, außerdem eine hohe Abtastrate, um Detektorwerte zu digitalisieren, die bis zu 100 µs kurz sein können. Die ADC-Abtastrate sollte darüber hinaus ein Multiplexing ermöglichen, das den Einsatz von weniger Wandlern ermöglicht sowie Größe und Verlustleistung des Gesamtsystems reduziert.

Analog Devices Bildquelle: © Grafiken: Analog Devices

Bild 3. Signalkette des PET-Frontends.

Positronen-Emissions-Tomographie

Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) verwendet ionisierende Strahlung, die von einem in den menschlichen Körper eingebrachten Radionuklid stammt. Dieses emittiert Positronen, die mit Elektronen in Gewebe kollidieren und Paare von Gammastrahlen erzeugen, die etwa in entgegengesetzte Richtungen abgestrahlt werden.

Diese Paare von Hochenergie-Photonen treffen gleichzeitig auf gegenüberliegende PET-Detektoren, die in einem Ring um den Körper herum ausgerichtet sind. Der in Bild 3 schematisch dargestellte PET-Detektor besteht aus einer Reihe von Szintillatoren und Photomultiplier-Röhren (PMT), die Gammastrahlen in elektrische Ströme umwandeln. Diese werden in Spannungen umgesetzt und verstärkt. Amplitudenschwankungen werden dabei von Verstärkern mit variabler Verstärkung (VGA) kompensiert. Das resultierende Signal wird zwischen ADC- und Komparatorpfaden aufgeteilt, die Energie- und Zeitinformationen bereitstellen. Der PET-Koinzidenzprozessor verwendet sie, um ein 3D-Bild aus der radioaktiven Tracer-Konzentration im Körper zu rekonstruieren.

Zwei Photonen können als relevant eingestuft werden, wenn ihre Energien bei etwa 511 keV liegen und sich die Nachweiszeiten nicht um mehr als ein Zehnmilliardstel einer Sekunde unterscheiden. Dies stellt hohe Anforderungen an einen ADC, der im Idealfall eine gute Auflösung von 10 bis 12 bit und schnelle Abtastraten von typischerweise besser als 40 MSPS aufweist. Niedrige Rauschleistung zur Maximierung des Dynamikbereichs und niedriger Leistungsbedarf zur Reduzierung der Wärmeabfuhr sind auch für die PET-Bildgebung wichtig.

Analog Devices Bildquelle: © Grafiken: Analog Devices

Bild 4. MRI Superheterodyne Receiver Signal Chain.

Magnetresonanztomographie

Die Magnetresonanztomographie (MRT) basiert auf dem Phänomen der Kernspinresonanz und verwendet anders als CT oder PET keine ionisierende Strahlung. Die Trägerfrequenzen der MR-Signale bei kommerziellen Scannern entsprechen der magnetischen Hauptfeldstärke im Bereich von 12,8 MHz bis 298,2 MHz. Die Signalbandbreite wird durch das Sichtfeld in der Richtung der Frequenzcodierung definiert und kann von einigen wenigen bis mehreren Dutzend kHz variieren.

Dies stellt spezifische Anforderungen an das Empfänger-Frontend, das typischerweise auf der in Bild 4 dargestellten Überlagerungsarchitektur mit SAR-ADCs mit geringerer Geschwindigkeit basiert. Die jüngsten Fortschritte in der Analog-Digital-Wandlung ermöglichten jedoch schnelle und stromsparende Mehrkanal-Pipeline-ADCs zur direkten digitalen Wandlung der MR-Signale in den gängigsten Frequenzbereichen bei Wandlungsraten über 100 MS/s und bei 16 bit Tiefe. Die Anforderung an den Dynamikbereich ist sehr anspruchsvoll und liegt typischerweise über 100 dB. Für eine verbesserte Bildqualität wird dies durch eine Überabtastung des MR-Signals erreicht, die die Auflösung verbessert, den SNR erhöht und Aliasing-Artefakte in Frequenz-Code-Richtung eliminiert. Für schnelle Scan-Erfassungszeiten wird eine Kommpressions-Erfassungstechnik auf Basis von Undersampling eingesetzt.

Analog Devices Bildquelle: © Grafiken: Analog Devices

Bild 5. Signalkette eines medizinischen Ultraschall-Frontends.

Ultraschallsonografie

Die Ultraschallsonografie oder der medizinische Ultraschall basiert auf einem physikalischen Prinzip, das sich von den bisher beschriebenen bildgebenden Verfahren unterscheidet. Es verwendet Impulse von akustischen Wellen im Frequenzbereich von 1 bis 18 MHz, die das innere Körpergewebe abschirmt und als Echos unterschiedlicher Intensität reflektiert. Diese Echos werden in Echtzeit als Sonogramm erfasst und angezeigt, das verschiedene Arten von Informationen enthalten kann einschließlich der akustischen Impedanz, des Blutflusses, der Bewegung eines Gewebes über die Zeit oder seiner Steifigkeit.

Der wichtigste Funktionsblock des in Bild 5 dargestellten medizinischen Ultraschallfrontends ist ein integriertes, mehrkanaliges analoges Frontend (AFE), das einen rauscharmen Verstärker (LNA), einen Verstärker mit variabler Verstärkung (VGA), einen Anti-Aliasing-Filter (AAF), einen ADC und Demodulatoren beinhaltet. Eine zentrale Anforderung an das AFE ist der Dynamikbereich.

Je nach Bildgebungsmodus kann diese Anforderung sehr anspruchsvoll sein, da sie zwischen 70 und 160 dB variiert, um eine Trennung zwischen Blutsignalen und Hintergrundrauschen zu ermöglichen, die durch Bewegungen von Sonden- und Körpergewebe entstehen. Daher muss der verwendete Datenwandler eine hohe Auflösung, eine hohe Abtastrate und geringe gesamt-harmonische Verzerrung (THD) aufweisen, um die dynamische Qualität des Ultraschallsignals zu erhalten. Eine weitere wichtige Anforderung ist die geringe Verlustleistung, bedingt durch die hohe Kanaldichte des Ultraschallfrontends. Es gibt eine Reihe von integrierten AFEs für medizinische Ultraschallgeräte, die die beste Bildqualität, einen reduzierten Stromverbrauch sowie geringere Systemgröße und -kosten ermöglichen.

Zuerst gesehen

Dieser Beitrag stammt aus der Medizin+elektronik Nr. 3 vom 02.06.2019.

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