Convertidores de datos de alto rendimiento para sistemas de imagen médica

El descubrimiento de los rayos X por parte de Wilhelm Conrad Röntgen en 1895 le valió el primer Premio Nobel de Física y sentó las bases históricas del campo de la imagen médica. Desde entonces, se ha convertido en una amplia disciplina científica que, en su sentido más amplio, se refiere a diversas técnicas de visualización no invasiva de los aspectos internos del cuerpo.

En este artículo se examinan los principales tipos de sistemas modernos de obtención de imágenes médicas que utilizan principios físicos y técnicas de procesamiento fundamentalmente diferentes, pero que tienen algo en común: un extremo delantero de adquisición de datos analógicos para el acondicionamiento de la señal y la conversión de los datos brutos de las imágenes en un dominio digital.

Este diminuto frontal funcional está oculto en lo más profundo de una compleja máquina. Sin embargo, es su rendimiento el que tiene un impacto crucial en la calidad de imagen resultante de todo el sistema. Su cadena de señales incluye un elemento sensor, un amplificador de bajo ruido (LNA), un filtro y un convertidor analógico-digital (ADC), siendo este último el principal objetivo de este trabajo.

El convertidor de datos es el reto más exigente que la imagen médica impone al diseño electrónico en términos de rango dinámico, resolución, precisión, linealidad y ruido requerido. En este artículo se analizan estos retos de diseño en el contexto de diferentes modalidades de imagen y se ofrece una visión general de los convertidores de datos avanzados y de las soluciones integradas necesarias para que funcionen de forma óptima.

Radiografía digital

La radiografía digital (RD) se basa en principios físicos comunes a todos los sistemas convencionales de radiografía de absorción. Los rayos X que atraviesan el cuerpo son atenuados por los tejidos de diferente opacidad radiográfica y proyectados sobre un sistema detector de panel plano, como se muestra esquemáticamente en la figura 1. El detector convierte los fotones de rayos X en cargas eléctricas proporcionales a la energía de las partículas incidentes. La señal eléctrica resultante se amplifica y se convierte en un dominio digital para producir una representación digital precisa de la imagen de rayos X. La calidad de esta imagen depende del muestreo de la señal en las dimensiones espacial y de intensidad

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En la dimensión espacial, la frecuencia de muestreo mínima viene definida por el tamaño del conjunto de píxeles del detector y la frecuencia de actualización para la obtención de imágenes fluoroscópicas en tiempo real. Los detectores de paneles planos con millones de píxeles y velocidades de actualización típicas de hasta 25 fps a 30 fps utilizan la multiplexación de canales y múltiples ADC con velocidades de muestreo de hasta varias decenas de MSPS para cumplir el tiempo mínimo de conversión sin sacrificar la precisión

En la dimensión de la intensidad, la salida digital de un ADC representa la cantidad integrada de fotones de rayos X absorbidos en un píxel determinado durante un tiempo de exposición específico. Este valor se divide en un número finito de niveles discretos definidos por la profundidad de bits de un CAD. La relación señal/ruido (SNR) es otro parámetro importante que define la capacidad intrínseca del sistema para representar fielmente las características anatómicas del cuerpo fotografiado. Los sistemas de radiografía digital utilizan ADC de 14 a 18 bits con niveles de SNR que oscilan entre 70 dB y 100 dB, según el tipo de sistema de imagen y sus requisitos. Existe una amplia gama de ADCs discretos y frontales analógicos integrados para permitir diferentes tipos de sistemas de imagen DR con mayor rango dinámico, resolución más fina, mayor eficiencia de detección y menor ruido

Figura 1: Cadena de señales del detector digital de rayos X.

Tomografía computarizada

La tomografía computarizada (TC) también utiliza radiaciones ionizantes pero, a diferencia de la tecnología digital de rayos X, se basa en un sistema de detectores en forma de arco que giran de forma sincronizada con una fuente de rayos X y utiliza técnicas de procesamiento más sofisticadas para producir imágenes en 3D de alta resolución de los vasos sanguíneos, los tejidos blandos, etc.

El detector de TC es el componente central de toda la arquitectura del sistema y, de hecho, el corazón del sistema de TC. Cada módulo convierte los rayos X incidentes en señales eléctricas que se introducen en el sistema de adquisición de datos analógicos multicanal (ADAS). Cada módulo contiene un conjunto de cristales de centelleo, un conjunto de fotodiodos y el ADAS, que contiene varios canales de integración que se multiplexan en los ADC. El ADAS debe tener un rendimiento de ruido muy bajo para mantener una buena resolución espacial con una dosis de rayos X reducida y para lograr un rendimiento de alto rango dinámico con salidas de corriente extremadamente bajas. Para evitar los artefactos de la imagen y garantizar un buen contraste, el convertidor frontal debe tener un rendimiento muy lineal y ofrecer un funcionamiento de baja potencia para facilitar los requisitos de refrigeración del detector sensible a la temperatura.

El ADC debe tener una alta resolución de al menos 24 bits para conseguir imágenes mejores y más nítidas, y una velocidad de muestreo rápida para digitalizar las lecturas del detector, que puede ser tan corta como 100 µs. La frecuencia de muestreo del ADC también debe permitir la multiplexación, lo que permitiría utilizar menos convertidores y reducir el tamaño y la potencia del sistema global.

Figura 2: Cadena de señales del módulo detector de TC.

Tomografía por emisión de positrones

La tomografía por emisión de positrones (PET) implica una radiación ionizante resultante de un radionúclido introducido en el cuerpo humano. Este radionúclido emite positrones que colisionan con los electrones del tejido, generando pares de rayos gamma irradiados en direcciones aproximadamente opuestas. Estos pares de fotones de alta energía inciden simultáneamente en detectores PET opuestos alineados en un anillo alrededor de un pórtico.

El detector PET, que se muestra de forma esquemática en la Figura 3, consiste en un conjunto de centelleadores y tubos fotomultiplicadores (PMT) que convierten los rayos gamma en corrientes eléctricas que se traducen en voltajes y luego se amplifican y compensan las variaciones de amplitud mediante amplificadores de ganancia variable (VGA). La señal resultante se divide entre el ADC y los canales del comparador para proporcionar la información de energía y tiempo que utiliza el procesador de coincidencias de la PET para reconstruir una imagen en 3D de la concentración de un trazador radiactivo en el cuerpo.

Dos fotones pueden clasificarse como relevantes si sus energías son de unos 511 keV y sus tiempos de detección difieren en menos de una diezmilésima de segundo. La energía de los fotones y la diferencia en los tiempos de detección imponen requisitos estrictos al ADC, que debe tener una buena resolución de 10 a 12 bits y una velocidad de muestreo rápida, generalmente mejor que 40 MSPS. El rendimiento de bajo ruido para maximizar el rango dinámico y el funcionamiento de baja potencia para reducir la disipación de calor también son importantes para la obtención de imágenes PET

Figura 3: Cadena de señales del frontal electrónico de la PET.

Resonancia magnética

La resonancia magnética (RM) es una técnica de imagen médica no invasiva que se basa en el fenómeno de la resonancia magnética nuclear y no utiliza radiaciones ionizantes, lo que la distingue de los sistemas de RD, TC y PET.

Las frecuencias portadoras de las señales de RM escalan directamente con la fuerza del campo magnético principal, con frecuencias que van en los escáneres comerciales desde 12,8 MHz hasta 298,2 MHz. El ancho de banda de la señal está definido por el campo de visión en la dirección de la codificación de la frecuencia y puede variar desde unos pocos kHz hasta varias decenas de kHz.

Esto impone requisitos específicos al front-end del receptor, que suele basarse en una arquitectura superheterodina (véase la Figura 4) con ADCs SAR de baja velocidad. Sin embargo, los recientes avances en la conversión analógica-digital han hecho posible el uso de ADCs de canalización rápidos y de bajo consumo para la conversión digital directa de las señales de RM en los rangos de frecuencia más comunes, con velocidades de conversión que superan los 100 MSPS a 16 bits de profundidad. El rango dinámico es muy exigente, y suele superar los 100 dB. Se consigue una mejor calidad de imagen sobremuestreando la señal de RM, lo que mejora la resolución, aumenta la SNR y elimina los artefactos de aliasing en la dirección de la codificación de frecuencia. Para tiempos de adquisición rápidos, se aplica la técnica de detección comprimida basada en el submuestreo

Figura 4: Cadena de señales del receptor superheterodino de RMN.

Ultrasonografía

La ecografía o ultrasonido médico se basa en un principio físico que es diferente de todas las demás modalidades de imagen tratadas en este artículo. Utiliza pulsos de ondas acústicas en el rango de frecuencia de 1 MHz a 18 MHz. Estas ondas proyectan los tejidos internos del cuerpo y las devuelven como ecos de intensidad variable. Estos ecos se adquieren y se muestran en tiempo real como un sonograma, que puede contener varios tipos de información, como la impedancia acústica, el flujo sanguíneo, el movimiento del tejido en el tiempo o la rigidez del tejido.

El bloque funcional clave del frontal de ultrasonidos médico que se muestra en la figura 5 está representado por un frontal analógico multicanal integrado (AFE) que incluye un amplificador de bajo ruido, un amplificador de ganancia variable, un filtro antialiasing (AAF), un ADC y demoduladores. Uno de los requisitos más importantes del AFE es el rango dinámico. Dependiendo del modo de obtención de imágenes, este requisito puede oscilar entre 70 dB y 160 dB para distinguir las señales sanguíneas del ruido de fondo resultante del movimiento de la sonda y del tejido corporal. Por lo tanto, un ADC debe proporcionar una alta resolución, una alta frecuencia de muestreo y una baja distorsión armónica total (THD) para mantener la fidelidad dinámica de la señal de ultrasonidos. La baja disipación de energía es otro requisito importante dictado por la alta densidad de canales del extremo frontal ultrasónico. Existe una gama de AFE integrados para equipos de ultrasonidos médicos que permiten obtener la mejor calidad de imagen, un menor consumo de energía y un menor tamaño y coste del sistema.

Figura 5: Cadena de señales del front-end de los ultrasonidos médicos.

Conclusión

La imagen médica impone requisitos muy estrictos al diseño electrónico. El bajo consumo, el bajo ruido, el alto rango dinámico y el rendimiento de alta resolución a bajo coste y en un paquete compacto son tendencias comunes impulsadas por los requisitos de los modernos sistemas de imágenes médicas que se analizan en este artículo. Analog Devices responde a estos requisitos y ofrece soluciones altamente integradas para los bloques funcionales clave de la cadena de señales, con el fin de hacer posible los equipos de imagen clínica de primera clase que se están convirtiendo cada vez más en parte integrante de los sistemas sanitarios internacionales. A continuación se presenta una lista de productos ideales para las distintas modalidades de imagen médica mencionadas en este artículo

  • ADAS1256: Este frontal analógico altamente integrado consta de 256 canales con integradores de bajo ruido, filtros de paso bajo y muestreadores duales correlacionados que se multiplexan en un ADC de 16 bits de alta velocidad. Es una solución completa de conversión de carga a digital diseñada para aplicaciones de RD que puede montarse directamente en un panel digital de rayos X.
  • Para los sistemas discretos de RD, el PulSAR de 18 bits® El ADC AD7960 ofrece una SNR de 99 dB y una velocidad de muestreo de 5 MSPS para proporcionar un rendimiento inigualable que satisfaga los requisitos de rango dinámico más elevados, tanto de ruido como de linealidad. Los canales AD9269 y AD9249 de 16 bits y 16 canales de 14 bits ofrecen velocidades de muestreo de hasta 80 MSPS y 65 MSPS, respectivamente, para permitir sistemas de fluoroscopia de alta velocidad.
  • ADAS1135 y ADAS1134: Estos sistemas de adquisición de datos de 256 y 128 canales, altamente integrados, cuentan con integradores de bajo ruido, bajo consumo y baja corriente de entrada, dispositivos de muestreo y retención simultáneos y dos ADC de alta velocidad con velocidades de muestreo configurables y una resolución de hasta 24 bits con un excelente rendimiento de linealidad para maximizar la calidad de la imagen en aplicaciones de TC
  • AD9228, AD9637, AD9219 y AD9212: Estos ADC multicanal de 12 y 10 bits con velocidades de muestreo de 40 MSPS a 80 MSPS están optimizados para ofrecer un rendimiento dinámico excepcional y un bajo consumo de energía para satisfacer los requisitos del PET.
  • AD9656: Este ADC de canalización cuádruple de 16 bits ofrece una tasa de conversión de hasta 125 MSPS y está optimizado para obtener un rendimiento dinámico excepcional y un bajo consumo de energía para arquitecturas de sistemas de resonancia magnética convencionales y de conversión digital directa
  • AD9671: Este receptor integrado de 8 canales está diseñado para aplicaciones de ultrasonidos médicas de bajo coste y bajo consumo. Incluye un ADC de 14 bits con una tasa de conversión de hasta 125 MSPS. Cada canal está optimizado para un alto rendimiento dinámico de 160 dBFS/√Hz y una baja potencia de 62,5 mW en modo de onda continua para aplicaciones en las que es esencial un tamaño de paquete pequeño.

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