用先进的负载点稳压器改善医疗成像质量

　　传统模拟 X 射线成像系统以专门的感光胶片为介质，将通过的 X 射线转变成可视图像。为了完成这一任务，该胶片必须经过一种化学显影过程，这个过程可能需要几分钟，因此推迟了开始对病人进行治疗的时间。此外，显影过程完成以后，医疗团队可能会发现，由于 X 射线曝光不正确，该图像需要重新摄取。胶片处理完成后，必须派人送给主治医生，然后储存在患者的医疗档案里，在医院里，患者的医疗档案有可能占用大量的储藏柜。此外，显影过程中使用的化学制剂使用寿命有限，必须仔细储存，而且一旦超过寿命期，就必须销毁。如果采用直接 X 射线摄影 （Direct Radiography – DR），所有这些挑战都没有了。直接 X 射线摄影是一种数字 X 射线成像技术，正得到越来越多的采用。

　　随着初始拥有成本的下降以及优势日趋明显，传统 X 射线成像向直接 X 射线摄影迁移的势头不断增强。采用直接 X 射线摄影时，给患者拍照几秒钟后，就可得到 X 射线图像，而且该图像可以立即发送到全球各地，以向任何一个地方的医学专家咨询。患者的 X 射线图像是数字形式的，可以在小型硬盘上归档和检索，而无需大型文件柜。流行的直接 X 射线摄影方法采用平板检测器板来获取经过的 X 射线。该平板检测器无需移动或手工挪动，就可显示不同的拍照角度，以拍出多种图像，而且传感器-图像尺寸比为 1：1。较新的平板 X 射线检测器能以无线方式向控制单元发送图像，以供查看、归档和分发。有了平板检测器，就不必再购买、储存或销毁与处理胶片有关的化学制剂了。也许最重要的是，欧洲的两项研究表明，存档一幅与模拟照相记录胶片质量相当的 DR 图像所需的 X 射线剂量将减低 30% 到 70%。有些平板设计可将照射率实时地传递至 X 射线源，从而确保正确曝光的图像和极低的辐射剂量。较低的 X 射线剂量可改善患者及附近医疗保健专业人员的安全境况，他们可能随后会遇到四散的 X 射线粒子。

　　为了产生图像，许多直接 X 射线摄影系统采用了全帧平板探测器，这种探测器由覆盖了一个闪烁层的 CMOS 传感器构成。这个闪烁层将入射的 X 射线的波长转变成硅材料能更好地吸收的波长。CMOS 传感器由于制造工艺的原因而常常受到青睐，这类传感器与混合信号及逻辑架构是兼容的，因而有助于形成集成度更高的解决方案。200mm 和 300mm 硅晶片制造技术的改进进一步促进了向直接 X 射线摄影转变的趋势。较大的晶片使更少的 CMOS 传感器模块能结合在一起，从而使得所形成的 X 射线平板传感器与 35cm x 43cm （14 英寸 x 17 英寸） 1.5cm 厚 ISO 标准 X 射线胶片暗匣的尺寸相一致，而世界各地的医院都使用这类胶片暗匣。毫不奇怪，系统的硬件设计对这类产品的图像质量、外形尺寸、人员安全和工作寿命产生了直接影响，起到了重要的作用。不过，这种起到重要作用的硬件设计中包括电源管理组件吗？

　　与电子噪声的艰苦斗争

　　为了让直接 X 射线摄影实现全部潜在优势，必须关注电子噪声、热量和尺寸问题。必须保持高信噪比 （SNR），同时降低加到患者身上的 X 射线剂量也是一个关键目标。尽管传感器本身的噪声性能获得了极大关注，但是电源注入的噪声也值得仔细考虑。

　　电源架构对信噪比性能有直接影响。电源轨上的电压纹波被馈送到图像传感器，而且 A/D 转换器可能将噪声注入到图像中。X 射线 CMOS 传感器制造商们声称，已经实现了 14 位甚至 16 位 A/D 转换，从而可支持很宽的对比度范围，进而产生非常详细的图像。使问题更加复杂的是图像传感器、A/D 转换器和 / 或仪表放大器要正常工作，除了需要一个稳定的正电压，常常还需要一个稳压的 -3.3V 至 -7V 负电压轨。此外，电池组或 AC/DC 电源可能仅提供一个未调节的正电压。因此，中间的 DC/DC 转换器必须具有低输出纹波性能 （几十 mV）、高工作效率和低的自发热量。

为了患者的舒适度和便利性，很多新的 X 射线成像单元 （包括传感器平板） 都是移动的。传感器平板的电源常常选择标称电压为 12V 的可再充电电池。为了充电一次就可拍摄并传送数百个图像，需要较高的工作效率，这促使人们使用开关稳压器。不幸的是，开关模式稳压器是一种电磁干扰 （EMI） 辐射源，这增加了系统的噪声水平。此外，为帮助医务人员与患者之间保持一个安全的边界，某些 X 射线传感器面板拥有无线数据传输能力。较高的 EMI 水平有可能导致所拍摄的图像失真，和 / 或干扰向用户终端的无线数据传送。也许更麻烦的是，EMI 辐射水平有可能超出政府监管机构所允许的值，从而使医