La scoperta dei raggi-X, da parte di Wilhelm Conrad Röntgen nel 1895, gli valse il primo premio Nobel destinato alla fisica e gettò le basi storiche nel campo della diagnostica medica per immagini. Quest’ultima si è evoluta in una vasta disciplina scientifica che da quel momento, nella sua più ampia accezione, designa diverse tecniche per la visualizzazione non invasiva delle parti interne del corpo umano.

Questo articolo prende in considerazione i principali sistemi moderni di diagnostica medica per immagini che utilizzano principi fisici e tecniche di elaborazione fondamentalmente diversi ma che hanno un aspetto comune: un’interfaccia analogica per l’acquisizione dei dati utilizzata per il condizionamento del segnale e la conversione dei dati grezzi dell’immagine, nel dominio digitale.

Questo front-end è un piccolo blocco funzionale profondamente nascosto all’interno di una macchina complessa. Tuttavia, sono proprio le sue prestazioni ad avere un impatto cruciale sulla qualità finale dell’immagine, prodotta dall’intero sistema. La sua catena di segnale comprende un elemento sensibile, un amplificatore a basso rumore (LNA), un filtro e un convertitore analogico-digitale (ADC), dei quali l’ultimo costituisce il soggetto principale di questo articolo.

Il data converter rappresenta la sfida più impegnativa che un sistema di diagnostica per immagini pone al progetto dell’elettronica, in termini di range dinamico, risoluzione, accuratezza, linearità e livello di rumore. Nell’articolo, queste sfide di progetto vengono discusse nel contesto di differenti modalità di imaging, rendendo una panoramica sui data converter avanzati e sulle soluzioni integrate necessarie per ottimizzare le prestazioni di questi sistemi.

 

Radiografia digitale

La radiografia digitale (DR) è fondata su principi fisici che sono comuni a tutti i sistemi convenzionali di radiografia basata sull’assorbimento. I raggi-X che passano attraverso il corpo vengono attenuati da tessuti di differenti opacità radiografica e proiettati su un sistema di sensori a schermo piatto, come illustrato schematicamente nella figura qui sotto riportata. Il rilevatore converte i fotoni dei raggi-X in cariche elettriche proporzionali al livello energetico delle particelle incidenti. Il segnale elettrico che ne risulta viene amplificato e convertito nel dominio digitale, per produrre un’accurata rappresentazione dell’immagine a raggi-X. La qualità di quest’ultima dipende dal campionamento del segnale che fornisce indicazioni relative allo spazio e all’intensità.[boris]

Nella dimensione spaziale, la frequenza minima di campionamento è definita dalla dimensione della matrice dei pixel del sensore e dalla velocità di aggiornamento in real-time delle immagini fluoroscopiche. I sensori a pannello piatto, con milioni di pixel e frequenze di aggiornamento tipiche, che arrivano a 25-30 frame al secondo, utilizzano il multiplexing di canale e ADC multipli con frequenza di campionamento che raggiungono diverse decine di MSPS, per rispettare il tempo di conversione minimo senza sacrificare l’accuratezza.

Nella dimensione che riguarda l’intensità, il segnale digitale in uscita da un ADC rappresenta l’integrazione della quantità di fotoni a raggi-X, assorbita da un determinato pixel, durante un tempo di esposizione specifico. Questo valore viene frazionato in un numero finito di livelli discreti, definito dalla risoluzione dell’ADC. Il rapporto segnale-rumore (SNR) rappresenta un altro parametro importante, che definisce la capacità intrinseca del sistema di rappresentare efficacemente le caratteristiche anatomiche del corpo raffigurato dall’immagine. I sistemi digitali a raggi-X utilizzano ADC da 14-bit a 18-bit, con livelli di SNR che vanno da 70 a 100 dB, secondo il tipo di sistema di visualizzazione e i relativi requisiti. Esiste un’ampia gamma di ADC discreti e di front end analogici integrati che permettono la realizzazione di vari tipi di sistemi di imaging DR con range dinamico aumentato, maggiore risoluzione, efficienza di rilevamento più elevata e rumore più basso.

 

Tomografia computerizzata

La tomografia computerizzata (TC) utilizza a sua volta radiazioni ionizzanti ma, a differenza della tecnologia a raggi-X, si basa su un sistema di rilevazione di forma ricurva che ruota in modo sincrono a una sorgente di raggi-X e utilizza tecniche di elaborazione più sofisticate per produrre immagini 3D ad alta risoluzione di vasi sanguigni, tessuti molli e altro.

Il rilevatore TC rappresenta il componente centrale dell’intera architettura di sistema ed è costituito da diversi moduli. Ciascun modulo trasforma i raggi-X in segnali elettrici che vengono inviati nel sistema multicanale analogico di acquisizione dati ⁽ADAS⁾. Ogni modulo contiene un array di cristalli scintillatori, un array di fotodiodi e l’ADAS, che include canali integratori multipli che vengono inviati in multiplex agli ADC. L’ADAS deve essere dotato di un livello di rumore molto basso per mantenere una buona risoluzione spaziale, con dosaggio ridotto di raggi-X, raggiungere prestazioni con intervallo dinamico elevato e con correnti d’uscita estremamente basse. Per evitare artefatti nell’immagine e garantire un buon livello di contrasto, il front end del convertitore deve avere caratteristiche di altissima linearità e consentire un funzionamento a basso assorbimento, per alleggerire i requisiti di raffreddamento del sensore, sensibile alla temperatura.

Per una migliore qualità e nitidezza delle immagini, l’ADC deve possedere una risoluzione elevata, almeno 24 bit e una frequenza di campionamento veloce per digitalizzare le letture del sensore, che possono avere una durata anche di soli 100 µs. La frequenza di acquisizione dell’ADC deve anche tener conto del multiplexing, che permette l’uso di un numero ridotto di convertitori, così come la riduzione delle dimensioni e dell’assorbimento dell’intero sistema.

 

 

Tomografia a emissione di positroni

La tomografia a emissione di positroni (PET) utilizza le radiazioni ionizzanti emesse da un radionuclide introdotto nel corpo umano. Emette positroni che vanno in collisione con gli elettroni nel tessuto, generando coppie di raggi gamma irradiati approssimativamente in direzioni opposte. Queste coppie di fotoni ad alta energia colpiscono due sensori del PET, situati in posizioni opposte allineate ad anello lungo una struttura toroidale.

Il rilevatore PET consiste di un array di scintillatori e tubi fotomoltiplicatori (PMT) che convertono i raggi gamma in corrente elettrica, convertita a sua volta in tensione, che viene poi amplificata e compensata nelle variazioni di ampiezza tramite amplificatori a guadagno variabile (VGA). Il segnale risultante viene ripartito tra l’ADC e le linee del comparatore, per fornire informazioni su energia e timing che il processore di corrispondenza del PET utilizza per ricostruire un’immagine 3D della concentrazione del tracciante radioattivo all’interno del corpo.

Due fotoni possono essere classificati come rilevanti se i loro livelli energetici sono intorno ai 511 keV e i rispettivi tempi di rilevamento differiscono per meno di un decimilionesimo di secondo. L’energia dei fotoni e il rilevamento della differenza temporale impongono requisiti molto stretti all’ADC, il quale deve disporre di una buona risoluzione, da 10 a 12 bit, e di una frequenza di campionamento veloce, comunemente superiore a 40 MSPS. Le caratteristiche di basso rumore, per massimizzare il range dinamico, e un funzionamento a basso consumo, per ridurre la dissipazione del calore, sono altrettanto importanti nella diagnostica PET per immagini.

 

 

 

Imaging a risonanza magnetica

L’imaging a risonanza magnetica (RM) è una tecnica di diagnostica medica per immagini, non invasiva, che si basa sul fenomeno della risonanza magnetico-nucleare e non usa radiazioni ionizzanti; un aspetto che la distingue dai sistemi DR, CT e PET.

Le frequenze portanti dei segnali RM vengono scalate proporzionalmente all’intensità del campo magnetico principale, con valori che negli scanner commerciali vanno da 12,8 a 298,2 MHz. La larghezza di banda del segnale è definita secondo il campo visivo nella direzione della codifica di frequenza e può variare da alcune a diverse decine di kHz.

Questo impone dei requisiti ben precisi al front end del ricevitore, che di regola è basato su un’architettura supereterodina con ADC SAR a velocità ridotta. Tuttavia, i recenti progressi nella conversione analogico-digitale hanno consentito la realizzazione di ADC pipeline multicanale veloci e a basso assorbimento per la conversione digitale diretta dei segnali RM negli intervalli di frequenza più comuni, a frequenze di conversione superiori a 100 MSPS alla profondità di 16-bit.

I requisiti per il range dinamico sono molto stringenti , tipicamente superano i 100 dB. Una migliore qualità d’immagine viene raggiunta con il sovra campionamento del segnale MR, aumentando risoluzione, SNR ed eliminando artefatti da aliasing nella direzione della codifica in frequenza. Per tempi di acquisizione più veloci, si applica una tecnica di rilevamento a compressione basata sul sotto-campionamento.

 

 

Ultrasonografia

L’ultrasonografia, o diagnostica medica mediante ultrasuoni, si basa su un principio fisico che differisce da tutte le modalità di diagnostica per immagini precedentemente discusse in questo articolo. Utilizza onde acustiche a impulsi, nell’intervallo di frequenza compreso tra 1 e 18 MHz. Queste onde pervadono i tessuti all’interno del corpo e vengono riflesse sotto forma di echi d’intensità variabile. Quest’ultimi vengono acquisiti e visualizzati in tempo reale, sotto forma di un sonogramma che può contenere diversi tipi di informazioni, comprese impedenza acustica, flusso ematico e spostamento dei tessuti nel tempo o la loro rigidità.

L’insieme dei blocchi principali dell’interfaccia medicale a ultrasuoni è costituito da un front end analogico multicanale ⁽AFE⁾ che comprende un amplificatore a basso rumore, un amplificatore guadagno variabile, un filtro anti-aliasing ⁽AAF⁾, un ADC e i demodulatori. Uno dei più importanti requisiti posti all’AFE è il range dinamico. Secondo la modalità di rappresentazione delle immagini, il valore richiesto può andare da 70 a 160 dB per poter distinguere i segnali in arrivo dal sangue, rispetto al rumore di fondo che risulta dai movimenti della sonda e del tessuti del corpo. Pertanto un ADC deve fornire risoluzione e frequenza di campionamento elevate e distorsione armonica totale ⁽THD⁾ bassa, per mantenere la fedeltà dinamica del segnale a ultrasuoni. Un assorbimento ridotto è un altro requisito importante, dettato dall’alta densità di canali del front end a ultrasuoni. Esistono svariate AFE integrate, destinate ad apparati ultrasonici medicali che permettono di ottenere la migliore qualità d’immagine, consumi ridotti nonché dimensioni e costi più contenuti.

 

 

 

Conclusioni

La diagnostica medica per immagini impone requisiti molto stringenti alla progettazione elettronica. Prestazioni a basso consumo, basso rumore, range dinamico elevato e alta risoluzione, costi contenuti e package compatto rappresentano trend piuttosto comuni, dettati dai requisiti necessari dei moderni sistemi medicali di imaging, discussi in questo articolo. Analog Devices risponde a queste richieste offrendo soluzioni altamente integrate per i principali blocchi funzionali della catena di segnale, per consentire la realizzazione di apparati per l’imaging clinico migliori della categoria. Dispositivi che stanno diventando, sempre più velocemente, parte integrante dei sistemi sanitari internazionali.

Di seguito una lista di prodotti ideali per le diverse modalità di imaging medicale, menzionate in quest’articolo.

• ADAS1256: Questo front end analogico altamente integrato incorpora 256 canali con integratori a basso rumore, filtri passa-basso e coppie di campionatori correlati, collegati in multiplex a un ADC a 16-bit. È una soluzione completa, dalla carica alla conversione digitale, progettata per applicazioni DR che possono essere installate direttamente su un pannello digitale a raggi-X.

• Per sistemi DR discreti, l’ADC a 18-bit PulSAR^® AD7960 offre un SNR di 99 dB e una frequenza di campionamento di 5 MSPS per fornire prestazioni ineguagliate che soddisfano i requisiti di più alto range dinamico, sia in termini di rumore sia di linearità. Gli ADC pipeline a 16-bit, doppio-canale AD9269, e il 14-bit, 16-canali AD9249, offrono rispettivamente frequenza di campionamento fino a 80 MSPS e 65 MSPS, per permettere la realizzazione di sistemi per fluoroscopia ad alta velocità.

• ADAS1135 e ADAS1134: questi sistemi di acquisizione dati, altamente integrati da 256-e 128-canali, possiedono caratteristiche di basso rumore, consumo ridotto, integratori a bassa corrente d’ingresso, dispositivi per il sample-and-hold simultaneo e due ADC ad alta velocità con frequenza di campionamento configurabile e risoluzione fino a 24 bit, con prestazioni di linearità eccellenti per massimizzare la qualità delle immagini nelle applicazioni CT.

• AD9228, AD9637, AD9219 e AD9212: questi ADC multicanale a 12 e 10-bit, con frequenza di campionamento da 40 MSPS a 80 MSPS, sono ottimizzati per prestazioni dinamiche di assoluto rilievo e basso assorbimento, per soddisfare i requisiti dei sistemi PET.

• AD9656: questo ADC quad pipeline a 16-bit offre una frequenza di conversione fino a 125 MSPS ed è ottimizzato per prestazioni di assoluto rilievo in termini di dinamica e basso assorbimento, per architetture di sistema tradizionali e a conversione digitale diretta MRI.

• AD9671: questo front end ricevitore integrato, a 8-canali è stato progettato per applicazioni medicali a ultrasuoni a basso costo e basso consumo, dispone di un ADC a 14-bit in grado di raggiungere i 125 MSPS. Ciascun canale è ottimizzato per prestazioni a dinamica elevata a 160 dBFS/^√Hz e consumo ridotto a 62,5 mW, in modalità “continuous wave”, per applicazioni nelle quali la disponibilità di un package piccolo è particolarmente importante.[/boris]