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의료용 영상기기 설계를 위한 고성능 데이터 컨버터


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글/안톤 파트유첸코(Anton Patyuchenko), 아나로그디바이스


빌헬름 콘라트 뢴트겐(Wilhelm Conrad R?ntgen)은 1895년에 X-선을 처음 발견했으며, 그 공로를 인정받아 1901년에는 노벨 물리학상을 수상했다. X-선 발견으로, 의료 영상이 태동할 수 있는 토대가 마련되었고, 이후로 연구가 활발하게 거듭되면서 인체 내부를 비침습적으로 시각화할 수 있는 다양한 기법들이 등장했다.
이 글에서는 사용하는 물리 원칙이나 프로세싱 기법은 다르지만 한 가지 점에서 공통적인 첨단 의료 영상 시스템들에 대해서 설명한다. 여기서 한 가지 공통점이라는 것은, 아날로그 데이터 획득 프런트엔드를 사용해서 신호 컨디셔닝을 하고 가공되지 않은 이미징 데이터를 디지털로 변환한다는 점이다.
크기가 아주 작은 이 프런트엔드 기능 블록은 복잡한 기계 안에 깊숙이 숨어 있다. 하지만 이 블럭의 성능은 전체적인 시스템의 이미지 품질에 중대하게 영향을 미친다. 이 신호 체인은 센싱 소자, 저잡음 증폭기(LNA), 아날로그-디지털 컨버터(ADC)로 이루어지는데, 이 가운데 ADC가 바로 이 글에서 설명하고자 하는 것이다.
데이터 컨버터는 동적 범위, 분해능, 정확도, 선형성, 잡음과 관련해서 의료 영상 시스템을 개발할 때 가장 까다로운 과제 중의 하나이다. 이 글에서는 서로 다른 영상 시스템에서 이러한 과제들을 살펴보고, 각 시스템의 성능을 극대화할 수 있는 최신 데이터 컨버터와 통합 솔루션을 소개한다.


디지털 방사선 촬영(DR)


디지털 방사선 촬영(DR)은 기존의 흡수선량 기반 방사선 시스템과 동일한 물리 원칙을 사용한다. 인체를 통과하는 X-선은 방사선에 대한 체내 조직의 불투명 정도에 따라 감쇠하여 평판 검출기(TFT Detector) 시스템에 투사된다. 그림 1은 이를 나타낸 것이다. 검출기(Detector)는 X-선 광자를 입사된 입자 에너지에 비례하는 전기 전하로 변환한다. 이 최종적으로 얻어진 전기 신호를 증폭하고 디지털 신호로 변환하면, 디지털로 표현된 X-선 이미지를 얻을 수 있다. 이 이미지의 품질은 공간 차원과 세기 차원에서 신호 샘플링에 의해서 좌우된다.
공간 차원에서는, 검출기를 구성하는 픽셀 격자의 크기와 실시간 투시 조영을 위한 업데이트 속도에 따라서 최소 샘플링 속도가 결정된다. 평판 검출기는 수백만 개의 픽셀과 통상적으로 25fps ~ 30fps의 업데이트 속도를 지원하는데, 정확도를 떨어뜨리지 않으면서 최소 변환 시간을 충족하기 위해 샘플링 속도가 수십 MSPS인 여러 개의 ADC와 채널 다중화 기술을 사용한다.
세기 차원에서 보면, ADC의 디지털 출력 신호는 특정 노출 시간 동안 특정 픽셀에 흡수된 X-선 광자를 적분한 것이다. 이 값은 ADC의 비트 크기에 따른 유한한 수의 이산 신호값들로 합해진 형태로 표현된다. 신호대 잡음비(SNR)는 촬영 대상 인체의 해부학적 특징을 얼마나 충실하게 나타낼 수 있느냐를 정의하는 또 다른 중요한 파라미터이다. 디지털 X-선 시스템은 이미징 시스템의 요구에 따라서 SNR이 70dB부터 최대 100dB에 이르는 14 ~ 18비트 ADC를 사용한다. 다양한 형태의 DR 영상 시스템용으로 광범위하게 걸친 다양한 단독 ADC와 통합된 아날로그 프런트엔드 제품이 출시되어 있다. 이들 디바이스를 사용해서 높은 동적 범위, 세밀한 분해능, 높은 검출 효율, 낮은 잡음 등을 달성할 수 있다.

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[그림 1] 디지털 방사선 검출기 신호 체인

컴퓨터 단층촬영(CT)

컴퓨터 단층촬영(CT) 역시 이온화 방사선을 사용한다. 디지털 X-선 기술과 달리, CT는 X-선 광원과 동기적으로 회전하는 아치 형태의 검출기 시스템을 사용하며 좀더 정교한 프로세싱 기법을 사용해서 혈관, 연부 조직 등에 대한 고해상 3D 이미지를 생성한다.
CT 시스템의 핵심은 CT 검출기이다. 이 검출기는 그림 2에서 보듯이 여러 개의 모듈로 이루어진다. 각각의 모듈은 입사된 X-선을 전기 신호로 변환하고 다채널 아날로그 데이터 획득 시스템(analog data acquisition system, ADAS)으로 전달한다. 각각의 모듈은 섬광 결정 어레이, 포토다이오드 어레이, ADAS로 이루어지고, ADAS는 여러 적분기 채널을 다중화해서 ADC로 전달한다. 적은 X-선 조사량으로 우수한 공간 분해능을 유지하고 극히 낮은 전류 출력으로 높은 동적 범위 성능을 달성하려면 ADAS의 잡음이 매우 낮아야 한다. 이미지 아티팩트를 방지하고 콘트라스트를 좋게 하기 위해서는 컨버터 프런트엔드의 선형성이 높아야 하고, 온도에 민감한 검출기의 냉각 요구 조건을 완화하기 위해서는 저전력으로 동작해야 한다.
고품질의 선명한 영상을 위해서는 ADC가 최소한 24비트 이상의 분해능을 가져야 하고, 100?s 정도의 검출기 판독을 디지털화 하기 위해 샘플링 속도가 빨라야 한다. 또한 ADC 샘플링 속도를 다중화 할 수 있어야 보다 적은 수량의 컨버터를 사용할 수 있고 전체적인 시스템의 크기와 전력소모도 줄일 수 있다.

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[그림 2] CT 검출기 모듈 신호 체인

양전자 방출 단층촬영(PET)

양전자 방출 단층촬영(PET)은 체내로 주입된 방사선 핵종으로부터 나오는 이온화 방사선을 측정하는 것이다. 방출된 양전자가 조직 내의 전자와 충돌해서 거의 반대 방향으로 방사하는 감마선 쌍을 발생시킨다. 이 고에너지 광자 쌍이 갠트리 보어(gantry bore) 주변에 반지 모양으로 정렬된 PET 검출기에 동시에 부딪힌다.
그림 3에서 보듯이 PET 검출기는 일련의 신틸레이터(scintillator)와 포토멀티플라이어 튜브(photomultiplier tube, PMT)로 이루어지며, 감마선을 전기 전류로 변환하고 이것을 다시 전압으로 변환한다. 그리고 가변 이득 증폭기(variable gain amplifier, VGA)를 사용해서 증폭을 하고 진폭 변동을 보정한다. 이 결과적인 신호를 ADC와 비교기 경로로 분할해서 에너지와 타이밍 정보를 제공하면 PET 동시 프로세서가 이것을 사용해서 인체 내에서 방사성 추적자 농도에 대한 3D 이미지를 생성한다.
두 개의 광자가 에너지가 약 511keV이고 검출 시간 차이가 100억분의 1초 이내면 이들 두 광자는 관련성이 있는 것으로 분류할 수 있다. 이 같은 광자의 에너지와 검출 시간 차이를 확인해야 하기 때문에 ADC 성능에 대한 요구가 엄격해지는데, 분해능이 10 ~ 12비트는 되어야 하고 샘플링 레이트는 40MSPS 이상으로 빨라야 한다. PET 영상 시스템은 동적 범위를 극대화하기 위해서 잡음 수준이 낮아야 하며, 열 발생을 낮추기 위해서 저전력으로 동작하는 것이 중요하다.

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[그림 3] PET 전자 프런트엔드 신호 체인

자기 공명 영상(MRI)

자기 공명 영상(MRI)은 비침습적 의료 영상 기법으로서, 핵 자기 공명 현상을 사용한다. 이온화 방사선을 사용하지 않는다는 점이 DR, CT, PET 시스템의 차이점이다.
메인 자기장 강도에 따라서 MR 신호의 캐리어 주파수가 증가한다. 상용 스캐너의 주파수 범위는 12.8MHz ~ 298.2MHz이다. 신호 대역폭은 주파수 인코딩 방향으로 시야각에 따라서 결정되며, 수 kHz ~ 수십 kHz까지 될 수 있다.
이에 따라서 필요한 리시버 프런트엔드가 결정된다. 리시버는 통상적으로 저속 SAR ADC를 사용하는 수퍼헤테로다인 아키텍처이다(그림 4). 하지만 최근에는 아날로그-디지털 변환 기술이 발전함에 따라, 가장 일반적인 주파수 범위에서 16비트 깊이와 100MSPS가 넘는 변환 속도로 MR 신호를 직접 디지털 변환하는 고속 저전력 다채널 파이프라인 ADC 구현이 가능해졌다. 동적 범위에 대한 요구는 통상 100dB 이상으로 매우 까다롭다. MR 신호를 오버샘플링 하면 분해능을 향상시키고, SNR을 높이고, 주파수 인코딩 방향으로 앨리어싱 아티팩트를 제거할 수 있으므로 향상된 이미지 품질을 달성할 수 있다. 빠른 스캔 획득 시간이 필요한 경우에는, 언더샘플링에 기반한 압축 센싱 기법을 사용할 수 있다.

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[그림 4] MRI 수퍼헤테로다인 리시버 신호 체인

초음파

초음파 검사 또는 의료 초음파는 앞서 설명한 영상 기법들과는 다른 물리 법칙을 사용한다. 여기서는 1MHz ~ 18MHz 주파수 범위의 음파 펄스를 사용한다. 이 파장이 체내 조직들을 통과하면서 서로 다른 세기의 에코를 반사한다. 이 에코를 포착해서 영상으로 실시간으로 표시한다. 이 영상은 음향 임피던스, 혈류, 조직의 움직임, 경직도 같은 다양한 정보들을 포함한다.
그림 5에서 보듯이 의료 초음파 프런트엔드에서 중요한 기능 블록은 통합 다채널 아날로그 프런트엔드(AFE)이다. 이것은 LNA, VGA, 안티앨리어싱 필터(AAF), ADC, 복조기로 구성된다. AFE에서 가장 중요한 요구사항은 동적 범위이다. 혈액 신호, 프로브, 인체 조직 움직임으로 인한 배경 잡음을 구별하려면 영상 모드에 따라 70 ~ 160dB까지의 동적 범위가 요구되기도 한다. 따라서 초음파 신호의 동적 충실도를 유지하기 위해서는 ADC가 분해능이 높고, 샘플링 레이트가 높고, 총 고조파 왜곡(THD)이 낮아야 한다. 또 다른 중요한 요구사항은 초음파 프런트엔드가 채널 밀도가 높기 때문에 전력 소모가 낮아야 한다는 것이다. 의료 초음파 장비용으로 우수한 이미지 품질을 달성하고, 전력 소모를 낮추고, 시스템 크기와 비용을 낮출 수 있는 다양한 통합 AFE 제품이 선보이고 있다.

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[그림 5] 의료 초음파 프런트엔드 신호 체인

맺음말

의료 영상 시스템은 전자 회로 설계 시 가장 까다로운 장비라고 할 수 있다.  이 글에서 소개한 것과 같은 첨단 의료 영상 시스템들은 모두 저렴한 비용, 컴팩트한 패키지, 저전력 소모, 낮은 잡음, 높은 동적 범위, 높은 분해능을 요구한다. 아나로그디바이스는 이러한 요구를 충족하도록 주요 신호 체인 기능 블록용으로 집적도가 매우 높은 솔루션들을 제공한다. 이들 제품을 사용함으로써 현대 생활에서 점점 더 중요해지고 있는 고성능 의료 영상 장비를 설계할 수 있다. 이 글에서 소개한 다양한 의료 영상 장비 설계에 적합한 디바이스 제품으로는 다음을 들 수 있다:

• ADAS1256: 고도로 통합적인 아날로그 프런트엔드 제품으로서, 256개 채널을 제공하며 저잡음 적분기, 저역통과 필터, 상관 이중 샘플러(CDS), 고속 16비트 ADC를 포함한다. 이는 DR 애플리케이션용으로 설계된 포괄적인 전하-대-디지털 변환 솔루션으로서, 디지털 X-선 패널에 바로 탑재할 수 있다.
• 디스크리트 DR 시스템용으로는 18비트 PulSAR® ADC AD7960이 적합하다. 이 제품은 99dB의 SNR과 5MSPS 샘플링 레이트를 특징으로 하므로 잡음 수준이나 선형성에 있어서 최대의 동적 범위 요구를 충족하고 비교할 수 없이 우수한 성능을 제공한다. 16비트 듀얼 채널 AD9269와 14비트 16채널 AD9249 파이프라인 ADC는 각각 최대 80MSPS와 65MSPS 샘플링 레이트를 제공하고 고속 투시조영 시스템에 사용하기 적합하다.
• ADAS1135와 ADAS1134: 고도로 통합적인 256채널 및 128채널 데이터 획득 시스템으로서, 저잡음 저전력 저전류 적분기, 동시 샘플-앤-홀드 디바이스, 2개의 고속 ADC(설정 가능한 샘플링 레이트, 최대 24비트의 분해능, 뛰어난 선형성)를 포함한다. CT 애플리케이션으로 뛰어난 이미지 품질을 달성한다.
• AD9228, AD9637, AD9219, AD9212: 12비트 및 10비트 다채널 ADC로서, 샘플링 레이트는 40 ~ 80MSPS를 지원한다. PET 용으로 뛰어난 동적 성능과 낮은 전력을 달성한다.
• AD9656: 이 16비트 쿼드 파이프라인 ADC는 최대 125MSPS 변환이 가능하며, 전통적 및 직접 디지털 변환 MRI 시스템 아키텍처로 뛰어난 동적 범위와 저전력 성능을 달성한다.
• AD9671: 이 8채널 통합 리시버 프런트엔드는 저가형 저전력 의료 초음파 애플리케이션용으로 설계되었으며, 최대 125MSPS가 가능한 14비트 ADC를 포함한다. 채널별로 160dBFS/?Hz의 높은 동적 성능과 연속파 모드로 62.5mW의 낮은 전력 소모를 특징으로 한다. 소형 크기가 설계의 관건인 애플리케이션에 적합하다.

leekh@seminet.co.kr
(끝)
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