___________________________________________________________________________

1

UNIVERSITATEA "POLITEHNICA" TIMIOARA FACULTATEA DE ELECTRONIC I TELECOMUNICAII

DEPARTAMENTUL DE ELECTRONIC APLICAT

Ing. IOAN LIE

CONTRIBUII LA OPTIMIZAREA METODELOR I ECHIPAMENTELOR ELECTRONICE DE

INVESTIGARE CU ULTRASUNETE

TEZ DE DOCTORAT

CONDUCTOR TIINIFIC: Prof. Dr. Ing. TIBERIU MUREAN

TIMIOARA

2006

___________________________________________________________________________

2

Cuprins

Introducere

Capitolul 1 Imagistica Ultrasonic

1.0 Scurt istoric 1-1

1.1 Principiul imagisticii ultrasonice 1-2

1.2 Evoluia sistemelor imagistice medicale 1-2

1.2.1 Modul A 1-2

1.2.2 Modul M 1-3

1.2.3 Modul B 1-4

1.3 Structura sistemelor ultrasonice moderne 1-8

1.4 Suportul Tehnologic 1-10

1.5 Comparaia cu alte tehnici imagistice medicale 1-12

1.6 Concluzii 1-15

Capitolul 2 Formatoare de fascicul

2.1 Ecuaiile generale pentru sinteza fasciculelor ultrasonice 2-1

2.1.1 Cazul cmpului ndeprtat 2-1

2.1.2 Geometria ariei liniare 2-3

2.1.3 Cazul cmpului apropiat 2-3

2.2 Formatoare de fascicul ultrasonic tip ntrziere nsumare 2-5

2.2.1. ntrzierea pentru dirijare i focalizare 2-6

2.2.2 ntrzierea i nsumarea la emisie i recepie 2-8

2.2.3 Structura fasciculului 2-10

2.2.4 Eantionarea n domeniul timp i n domeniul spaiu 2-12

2.2.5.Metode de control ale fasciculului de unde 2-13

2.3 Formatoare digitale de fascicul ultrasonic 2-14

2.3.1 Istoricul evoluiei formatoarelor de fascicul 2-14

2.3.2 Formarea digital a fasciculelor receptoare 2-16

2.4.Concluzii 2-23

___________________________________________________________________________

3

Capitolul 3 Cuantificarea

3.1. Convertoare Rapide Multi bit 3-1

3.2. CAN 3-4

3.2.1 Tehnici de mbuntire a rezoluiei 3-4

3.2.2 Supraeantionarea 3-4

3.2.3 Formarea zgomotului 3-4

3.2.4.CNA pe un bit 3-5

3.2.5 CAN cu supraeantionare 3-5

3.3 Modulatoare de ordinul 1 3-6

3.4 Modulatoare de ordinul 2 3-8

3.5 Arhitecturi cu o singur bucl 3-9

3.6 Arhitecturi interpolative 3-10

3.7 Modulatoare n cascad 3-10

3.8 Erorile de cuantificare a fazei 3-12

3.8.1 Lobii laterali ntr-un sistem nefocalizat 3-14

3.8.2 Lobii laterali ntr-un sistem focalizat 3-15

3.9 Cerine de proiectare 3-18

3.10 Alegerea arhitecturii 3-19

3.11 Concluzii 3-20

Capitolul 4 Formator de fascicul ultrasonic cu modulaie delta sigma

4.1 Locul formatorului de fascicul n structura sistemului imagistic 4-1

4.1.1 Mecanismul de scanare 4-2

4.1.2 Alegerea tipului de focalizare 4-5

4.1.3 Metoda de eantionare 4-5

4.1.4 Conversia formatului de scanare 4-6

4.2 Formatorul de fascicul cu modulaie delta sigma 4-7

4.3 Emularea software a formatoarelor de fascicul 4-9

4.4 Simularea unui formator de fascicul varianta convenional 4-11

4.5 Simularea formatorului cu modulaie delta sigma 4-12

4.6 Formator cu modulaie delta - sigma neuniform 4-18

4.6.1 Evitarea repetiiei eantioanelor n procesul de formare

a fasciculului ultrasonic 4-19

4.7 Discuie 4-22

4.8 Concluzii 4-26

___________________________________________________________________________

4

Capitolul 5 Implementarea formatorului cu modulaie delta - sigma neuniform

5.1. Structura seciunii digitale 5-1

5.1.1 Soluii de Implementare: FPGA sau ASIC 5-2

5.1.2 Caracteristicile familiei Flex 10K 5-3

5.2. Generatorul tactului de eantionare neuniform 5-5

5.2.1 Necesarul de memorie pentru formatorul de fascicul 5-5

5.2.2 Algoritmul punctului median 5-5

5.2.3 Implementarea generatorului 5-15

5.3. Memoria FIFO i Sumatorul 5-18

5.3.1 Dimensionarea memoriei FIFO 5-18

5.3.2 Sumatorul optimizarea structurii 5-18

5.3.3 Descriere VHDL 5-18

5.4. Filtrul decimator 5-19

5.4.1 Filtru FIR cu faz liniar: structur i proprietai 5-19

5.4.2 Efectul cuantificrii coeficienilor 5-24

5.4.3 Proiectarea n MATLAB a filtrului decimator 5-27

5.4.4 Conceptul hardware 5-31

5.4.5 Simulare + sinteza Flex10K 5-34

5.5. Implementarea unui formator cu 128 canale 5-36

5.6. Rezultate experimentale 5.37

5.7. Concluzii 5-40

Capitolul 6 Concluzii generale

6.1. Contribuii personale 6-1

6.2. Perspective de viitor 6-4

Bibliografie

Anexa 1

Anexa 2

___________________________________________________________________________

5

INTRODUCERE

I see an important application of vision by ultrasound in medical diagnostics where it

could not only replace X rays, but score above them by making visible fetuses, clogged

veins and arteries, and incipient tumors.

- Dennis Gabor, 1970

Mobilul prezentei cercetri a fost dorina de a contribui la eforturile de realizare a unor sisteme de investigare ultrasonic (scanere) performante, ieftine i compacte. Cu ani n urm scanerele ultrasonice erau maini voluminoase i scumpe iar sistemele portabile nu apruser pe pia. ntr-o viziune actual dispozitivele pentru diagnosticul ultrasonic devin la fel de obinuite ca i stetoscopul. Dei probabil va fi necesar o colarizare de baz pentru a putea fi folosite astfel de dispozitive i a realiza un diagnostic corect, pe termen lung prezenta pe pia a unor sisteme ultrasonice ieftine va fi benefic pentru pacieni.

Scopul acestei lucrri a fost de a investiga i eficientiza metodele de formare a fasciculelor ultrasonice care permit implementarea unui numr mare de canale ntr-un singur circuit integrat. O sinteza de fascicul economic i compact constituie un aspect cheie n dezvoltarea imagisticii ultrasonice medicale. Actualmente 64 sau 128 de canale sunt folosite pe scar larg n scanerele ultrasonice, sistemele performante folosesc 256 de canale, iar diagnoza ultrasonic tridimensional necesit un numr i mai mare de canale. Pe de alt parte exist cerina de dispozitive portabile ieftine pentru utilizare n afara spitalelor n condiii de teren, unde consumul de putere i gradul de compactizare sunt factori importani. S-a identificat ca fiind o abordare promitoare folosirea convertoarelor analog numerice cu supraeantionare n structura formatoarelor de fascicul deoarece acestea constituie o soluie simpl i ieftin de conversie i n plus permit o implementare mult mai compact a formatorului comparativ cu situaia n care se folosesc convertoare convenionale multibit. Convertoarele analog digitale cu supraeantionare au fost utilizate cu succes n domeniul audio i n telecomunicaii. Folosirea lor mpreun cu alte inovaii tehnologice a facilitat utilizarea larg a conversiei de date de nalt calitate conducnd la disponibilitatea de soluii audio Hi-Fi i de telecomunicaii ieftine. Ceea ce face convertoarele cu supraeantionare utilizabile pe scara larga este posibilitatea acestora de a fi implementate n tehnologie CMOS. Acestea pot fi implementate mpreun cu logica digital pe un singur chip conducnd la soluii uni-chip pentru interfaarea cu mediul analogic. Este de ateptat ca n civa ani sa fie produse pe scara larga circuite care s conin integrate pe un singur chip multiple modulatoare delta-sigma a cror utilizare n scanerele ultrasonice vor conduce la simplificarea interconectrii i a formarii fasciculelor. Factorul care limiteaz folosirea convertoarelor cu supraeantionare este raportul de supraeantionare ridicat necesar i care mpreun cu complexitatea modulatoarelor determina calitatea conversiei. Acesta este motivul pentru care nu exista multe exemple de convertoare cu supraeantionare pentru semnale video sau de nalt frecven. Abordarea domeniului formrii digitale de fascicul n prezenta lucrare are n vedere tocmai evaluarea potenialului tehnicilor de formare prin supraeantionare i decelarea posibilitilor de perfecionare prin: identificarea unei structuri de convertor convenabil din punct de vedere al raportului complexitate / performan, implementarea unui mecanism de generare on line a ntrzierilor pentru reducerea capacitii de memorare necesare i optimizarea procedurii de sumare filtrare decimare din punct de vedere al vitezei de operare i al necesarului de resurse.

___________________________________________________________________________

6

n primul capitol sunt indicate principiile de funcionare ale sistemelor imagistice ultrasonice i cteva moduri distincte de operare caracteristice pentru diferite generaii de sisteme imagistice. Se prezint de asemenea modul n care dezvoltrile n electronic, tehnica de calcul i tehnologia materialelor au influenat perfecionarea aparaturii de investigare ultrasonic n diverse etape. n continuare pe baza unei arhitecturi generice se identific locul i rolul fundamental al formatorului de fascicul n structura sistemelor de investigare ultrasonic. O succint analiz comparativ a tehnicilor imagistice moderne, axat pe domeniile de aplicabilitate i pe avantajele/dezavantajele fiecreia, a permis n finalul capitolului evidenierea locului i rolului imagisticii ultrasonice ca metod paraclinic de baz n stabilirea diagnosticului.

Capitolul 2 constituie o abordare unitar a fundamentelor formrii fasciculelor i a

evoluiei tehnicilor de formare. Evoluia tehnicilor de formare a fasciculelor ultrasonice este determinat de necesitatea mbuntirii calitii imaginilor rezultate n urma scanrii ultrasonice. Pornind de la cele afirmate mai sus sunt prezentate bazele matematice ale formrii fasciculelor n general i a celor ultrasonice n special. Se realizeaz apoi o evaluare a tehnicilor analogice i digitale de formare a fasciculelor n scopul identificrii posibilitilor de optimizare sub raport complexitate performan. Ca rezultat al evalurii se identific n finalul capitolului dou direcii de abordare pentru realizarea unei arhitecturi compacte de formator de fascicul: eantionarea neuniform i modulaia delta-sigma.

Aspectele privind conversia, ntre mediul real, fundamental analogic i domeniul numeric, unde se concentreaz n cea mai mare parte procesarea constituie obiectul capitolului 3. Pentru identificarea unei structuri de convertor convenabil din punct de vedere al raportului complexitate / performan se prezint o analiz unitar a problematicii legate de cuantificarea semnalelor recepionate de o arie de traductoare ultrasonice. Analiza a fost orientat pe dou direcii principale: identificarea i evaluarea efectului erorilor de cuantificare a fazei i determinarea dependenei complexitate performan pentru convertoarele . Concluziile desprinse pe cele dou direcii de analiz permit alegerea arhitecturii potrivite pentru convertorul delta-sigma din structura formatorului de fascicul ultrasonic pentru satisfacerea cerinelor privind : formarea cu acuratee a fasciculului i pstrarea complexitii n limite rezonabile pentru a conserva ansa de integrare ntr-un singur circuit a convertoarelor pentru ntreaga arie de traductoare.

Capitolul 4 trateaz problematica formatoarelor de fascicul de tip ntrziere-nsumare care au la baz modulaia delta-sigma. Sunt supuse analizei comparative variantele de realizare cu eantionare uniform i respectiv neuniform. Avnd ca referin formatorul convenional multibit se urmrete alegerea unei soluii constructive care s asigure performane comparative cu cele ale formatorului clasic dar cu avantajul major al simplificrii structurii hardware. Analiza care se bazeaz pe modelarea Matlab cu date de intrare reale a celor trei variante constructive de formator: clasic multibit, cu modulaie delta-sigma uniform i cu modulaie delta-sigma neuniform, cuantific performanele fiecrui tip de formator. Alegerea soluiei constructive pune n discuie la performane similare complexitatea hardware a fiecrei variante. Din acest punct de vedere rezult c soluia cu modulaie neuniform este mai simpl deoarece nu presupune modificarea modulatorului ci doar asigurarea raportului de frecvene pentru a se evita repetiia, suportul de memorie necesar pentru generarea i controlul ntrzierilor fiind practic acelai pentru ambele variante.

Capitolul 5 trateaz din punct de vedere structural seciunea digital a formatorului de fascicul cu modulaie delta-sigma neuniform. Primul aspect abordat a fost alegerea tehnologiei de implementare a seciunii digitale pe baza unei analize comparative privind avantajele i dezavantajele tehnologiilor de implementare cu structuri logice programabile

___________________________________________________________________________

7

FPGA, respectiv cu circuite integrate dedicate - ASIC. Determinarea ntrzierii necesare fiecrui element traductor spre a asigura focalizarea dinamic pentru fiecare punct dintr-un cadru imagine necesit efectuarea cu rapiditate a unui mare numr de calcule complexe n timp real sau un volum de stocare considerabil pentru memorarea ntrzierilor calculate off-line. O soluie pentru reducerea necesarului de memorie const n compresia informaiei pentru focalizare. n acest sens pentru generarea tactului de eantionare neuniform s-a investigat posibilitatea calculrii iterative n timp real, n circuit, a informaiei de ntrziere pe baza algoritmului punctului median aplicat unei ecuaii care deriv din geometria de focalizare. Sunt prezentate arhitecturile blocurilor care constituie structura digital a formatorului, modelarea VHDL i sinteza ntr-un FPGA din familia Flex. n finalul capitolului sunt evaluate ansele de implementare a ntregii seciuni digitale ntr-un circuit programabil de capacitate adecvat

Capitolul 6 prezint sinteza contribuiilor personale, red concluziile finale i sugereaz posibile direcii de cercetare ulterioar n domeniul abordat. Lucrarea conine 6 capitole i 2 anexe cuprinznd 199 pagini i 143 referine bibliografice dintre care 25 personale ca unic sau prim autor.

* * * Teza de doctorat a fost elaborat sub atenta ndrumare a domnului prof. dr. ing. Tiberiu Murean, cruia autorul dorete s i mulumeasc n mod deosebit pentru coordonare, pentru sugestiile i sfaturile deosebit de utile, pentru sprijinul acordat i nu n ultimul rnd pentru nelegerea de care a dat dovad. Autorul i exprim gratitudinea fa de cadrele didactice ale Universitii Politehnice din Timioara, care au contribuit decisiv la formarea sa profesional, att n timpul studeniei, ct i n timpul activitii de cadru didactic la Facultatea de Electronic i Telecomunicaii, Departamentul de Electronic Aplicat. Nu n ultimul rnd, autorul dorete s mulumeasc soiei pentru nelegerea i sprijinul acordat pe parcursul elaborrii tezei.

* * *

Lucrarea prezint cutrile proprii n domeniul formarii fasciculelor ultrasonice i al cilor de obinere a unor soluii compacte de formatoare. Sper ca ea s constituie o lectur util i o bun baz pentru cercetarea viitoare n acest domeniu.

___________________________________________________________________________

8

CAPITOLUL 1

IMAGISTICA ULTRASONIC

Folosirea ultrasunetelor n medicin ca unealt de vizualizare dateaz de la nceputul anilor 50. Primele sisteme imagistice operau cu un singur traductor. De atunci performanele sistemelor imagistice ultrasonice s-au mbuntit continuu n special datorit progresului n electronic i procesarea semnalelor. n zilele noastre imagistica bi-dimensional i maparea color a curgerii sangvine sunt faciliti obinuite pentru sistemele imagistice ultrasonice, provocarea actual fiind imagistica tridimensional.

Acest capitol indic principiile de funcionare ale sistemelor imagistice ultrasonice i cteva moduri distincte de operare caracteristice pentru diferite generaii de sisteme imagistice. Se prezint de asemenea modul n care dezvoltrile tehnologice au influenat perfecionarea aparaturii de investigare ultrasonic n diverse etape. n final s-a realizat o succint analiz comparativ a celor mai populare tehnici imagistice medicale axat pe domeniile de aplicabilitate i pe avantajele/dezavantajele fiecreia.

1.0 SCURT ISTORIC

Istoria utilizrii ultrasunetelor are ca punct de plecare anul 1880, cnd fraii Pierre i Jacques Curie descoper efectul piezoelectric. Timp de peste 30 de ani descoperirea frailor Curie nu i-a gsit aplicaii practice. Dup scufundarea Titanicului, la 14 aprilie 1912, muli oameni de tiin i-au pus problema detectrii la distan a obstacolelor submarine. Primul care a propus folosirea n acest scop a ultrasunetelor a fost englezul Richardson ntr-o cerere de brevet redactat n 1913 dar rmas neimplementat n absena unui suport tehnologic adecvat. Fizicianul francez Paul Langevin, beneficiind de disponibilitile tehnologice ale piezoelectricitii i ale tuburilor amplificatoare cu vid, este autorul unui prim rezultat practic. Dup doi ani de experimentri n laborator i n porturi acesta a brevetat n 1916 sub titlul Dispozitiv n vederea producerii de semnale submarine dirijate i a localizrii la distan a obiectelor submarine rezultatul cercetrilor sale. [Biquad72] Ulterior, a avut loc o rapid perfecionare a aparaturii, iar ultrasunetelor li s-a dat o larg utilizare n marin i n defectoscopia metalelor.

Primele ncercri de aplicare a ultrasunetelor n medicin au fost fcute de Wood i Loomis n 1927, urmai de Sokolov n 1937, Pohman, Richter i Parow n 1938 care au experimentat utilizarea ultrasunetelor n scop terapeutic. ncercrile de utilizare a ultrasunetelor n diagnostic dateaz din deceniul al 5-lea. n 1942, Karl Dussik detecteaz tumori intracraniene cu ajutorul a dou traductoare piezoelectrice plasate pe cap. George Ludwing msoar viteza de transmitere a ultrasunetelor prin esuturile moi. Douglas Howry nregistreaz ecourile ultrasunetelor la interfaa dintre grsime i muchi.

Aplicarea n diagnostic a ultrasunetelor a luat un mare avnt dup anul 1955 cnd John Wild i John Reid au detectat tumori la sn i tumori ale intestinului gros. n continuare s-a trecut la utilizarea ultrasunetelor n obstetric i ginecologie. n 1958, Jan Donald a pus n eviden chisturi ovariene i a reuit s msoare diametrul biparietal al capului ftului, iar n 1960, Donald i Brown au pus n eviden sarcini multiple. [Szabo 04] Utilizarea larg a metodelor ultrasonice n medicina clinic dateaz din 1970, i ca urmare a unei experiene bogate i a perfecionrii aparaturii s-a extins foarte mult cuprinznd diverse ramuri medicale ca: medicin intern, urologie, endocrinologie, cardiologie, obstetric i ginecologie, oftalmologie, chirurgie. [Erikson74]

___________________________________________________________________________

9

Paralel cu extinderea utilizrii ultrasunetelor n diagnoza medical s-au efectuat studii fundamentale privind modul i cile de interaciune, precum i efectele ultrasunetelor asupra materialului biologic. Ultrasunetele fiind un fenomen oscilator elastic i purtnd o energie radiant, contactul lor cu un mediu biologic produce toate fenomenele caracteristice interaciunii dintre un cmp radiant i substan.

1.1. PRINCIPIUL IMAGISTICII ULTRASONICE

Ultrasunetele sunt vibraii mecanice ale particulelor unui mediu elastic ale cror

frecvene de oscilaie sunt superioare pragului de percepie al urechii umane 20KHz i care se propag n mediu sub form de unde elastice. Undele ultrasonice pot fi direcionate i focalizate ntr-un punct specificat n ipoteza c mediul n care se propag este omogen i izotrop. ntr-un sistem imagistic traductorul piezoelectric este excitat cu un impuls electric i produce modificare de presiune n mediul nvecinat. Pe msur ce unda emisa se propag orice discontinuitate din mediu creeaz unde reflectate care sunt mai apoi detectate de ctre traductor. Semnalul receptionat conine informaie referitoare la poziia i caracteristicile elastice ale discontinuitilor (structuri difuzante, difuzori = scatterers).

Pe durata propagrii unda este atenuat att datorit distanei parcurse ct i prin absorbia energiei de ctre mediul n care are loc propagarea. ntruct n mediile biologice (corpul uman) atenuarea este semnificativ aceasta va trebui compensat. Se folosesc pentru aceasta amplificatoare cu ctig variabil n timp (TGC Time Gain Control) a cror amplificare este minim n momentul transmisiei i crete n funcie de distana parcurs. Procesul poart numele de compensare temporal a ctigului. Rezoluia care se poate obine cu astfel de sisteme imagistice este cu att mai bun cu ct sunt utilizate frecvene mai ridicate. n prezent sistemele imagistice de uz general opereaz n domeniul 3-12 MHz.

Principalul obiectiv al investigrii ultrasonice const n studierea modificrilor pe care le sufer undele ultrasonore atunci cnd strbat structuri cu proprieti acustice diferite. La grania dintre astfel de structuri ia natere un fenomen de reflexie proporional cu diferena de impedan acustic dintre cele dou medii. Ca urmare undele sonore sunt parial reflectate, dnd natere la ecouri, iar parial sunt transmise mai departe prin mediu. Pe baza acestui fenomen s-au dezvoltat trei categorii de tehnici de investigare ultrasonic:

- Tehnicile tip PulsEcou care permit localizarea structurilor difuzante i analiza densitii lor pe baza ecourilor ultrasonice

- Tehnicile Doppler i tehnicile corelative cu ajutorul crora se determin caracteristicile micrii prin evaluarea frecvenei i a gradului de corelare al ecourilor.

- Tehnicile prin transmisie, n care ultrasunetele traverseaz complet zona examinat iar semnalele rezultate ofer informaii privind timpul de tranzit i gradul de atenuare datorat structurii mediului prin care s-au propagat.

1.2 EVOLUIA SISTEMELOR IMAGISTICE MEDICALE

n cele ce urmeaz se prezint o trecere n revist a sistemelor imagistice de la introducerea lor pn n prezent. Sistemele de investigare ultrasonic de tip Puls-Ecou realizeaz trei moduri fundamentale de reprezentare: modul A; modul TM (M) i modul B. Actualmente aparatele sofisticate pot realiza toate aceste moduri de funcionare.

1.2.1 MODUL A.

Primele sisteme imagistice ultrasonice au fost cele cu operare n modul A (Amplitudine). Funcionarea acestora era similar cu a unui osciloscop i se prezenta la scar

___________________________________________________________________________

10

logaritmic evoluia funcie de timp (adncime) a semnalelor ecou. Pentru un astfel de sistem deflexia vertical pe ecran reprezint amplitudinea ecoului, iar cea orizontal timpul. Presupunnd viteza de propagare n mediu constant, axa timpului este totodat i ax a distanei. Informaia afiat nu permite evaluarea intern a structurii difuzante dar micarea poate fi uor detectat datorit ratei ridicate de remprosptare a imaginii. Imaginea este unidimensional cu privire la mediul investigat dar depinde de timp. Figura 1.1 prezint schema bloc pentru realizarea acestei reprezentri. Traductorul pentru acest mod de funcionare este de tip monoelement sau multielement, comandat n aa fel nct s radieze un fascicul ultrasonic cu poziie fix n spaiu. Blocul de control declaneaz generatorul de impulsuri pentru comanda emisiei, generatorul de ramp pentru deflexia pe orizontal i generatorul semnalelor de marcare, care etaloneaz desfurarea pe orizontal n distan.

Figura 1.1 Arhitectura unui sistem care opereaz n Modul A

Semnalul generat de traductorul piezoelectric se propag n mediu i este parial reflectat i mprtiat pe interfeele acustice ntlnite. Ecoul este recepionat de acelai transductor i apoi este amplificat ntr-un amplificator cu corecia temporal a ctigului (TGC Time Gain Compensation). Generatorul de ramp acioneaz asupra amplificatorului receptor modificndu-i ctigul n timp pentru a compensa atenuarea ultrasunetelor n mediu, proporional cu distana parcurs. Semnalului rezultat i se detecteaz anvelopa care apoi este supus unei compresii logaritmice spre a permite afiarea unei game largi de ecouri. Avantajele principale ale echipamentelor care realizeaz modul A sunt simplitatea i livrarea informaiei practic n timp real. Caracteristica de timp real are la baz faptul c frecvena de repetiie a impulsurilor ultrasonice este suficient de mare n comparaie cu vitezele structurilor pe care are loc reflexia. Datorit faptului c nu d informaii bidimensionale traductorul este greu de orientat, utilizarea acestui mod restrngndu-se la oftalmologie, cardiologie i encefalografie precum i n testarea nedistructiv (NDT).

1.2.2 MODUL M.

Pentru vizualizarea micrii s-au dezvoltat sistemele care opereaz n modul M (Motion). n aceste sisteme amplitudinea semnalului ecou este reprezentata prin gradul de strlucire, axa verticala reprezint adncimea iar ecourile corespunztoare emisiilor consecutive pe aceeai direcie sunt afiate pe orizontala unul dup altul. n acest mod se prelucreaz ca i la modul A ecourile recepionate de la un traductor care emite i recepioneaz ntr-o direcie fix n spaiu. Spre deosebire de modul A n modul M ,

RECEPTOR

AMPLIFICATOR CU CTIG VARIABIL

(TGC)

GENERATOR IMPULSURI

(EMITOR)

BLOC DE

COMAND

GENERATOR DE

MARCARE

GENERATOR DE

RAMP

DETECTIE ANVELOP

|X|

Y

X

Amplitudine

Adncime

Marcare

COMPRESOR LOGARITMIC

log(X)

___________________________________________________________________________

11

figura 1.2, prezena i intensitatea ecourilor este materializat prin modulaia intensitii spotului, pe o ramp A aplicat circuitului de deflexie pe vertical a tubului de afiare, n punctele care corespund poziiei n spaiu a surselor ecoului. Simultan, rampa T aplicat circuitului de deflexie pe orizontal poziioneaz urmtoarea ramp A. Astfel pe ecran rezult evoluia n timp a poziiei surselor de ecou situate pe direcia examinat. Durata rampei T reprezint scara de timp a structurilor examinate. Acest mod de reprezentare este la fel ca modul A, unidimensional n raport cu esutul examinat dar depinde de timp.

Figura 1.2 Arhitectura unui sistem care opereaz n Modul M

1.2.3 MODUL B

Un pas semnificativ n evoluia sistemelor imagistice a fost introducerea sistemelor n mod B. n acest mod dispozitivul de afiare reconstituie n dou dimensiuni o seciune n mediu pe baza ecourilor rezultate din explorarea regiunii respective cu o serie de fascicule ultrasonice generate de ctre traductor. Fiecare linie din imagine corespunde unei poziii a traductorului. Punctele care dau ecouri sunt marcate prin modularea intensitii spotului de unde i numele modului B - Britghtness = Strlucire. [Wells77] Ceea ce difereniaz sistemele n mod B de cele anterioare este modalitatea de baleiere a regiunii de interes cu ajutorul traductorului. Cronologic au fost adoptate urmtoarele doua soluii:

- manevrarea libera a traductorului peste regiunea de interes i detecia poziiei acestuia

- controlul micrii traductorului peste regiunea de interes. Sistemul cu bra de scanare a fost sistemul care a realizat imagini bidimensionale ale structurilor explorate folosind prima soluie, fiind folosit pe scar larg cu ncepere din anii 50 i pn n anii 70. Traductorul utilizat era ataat unui bra articulat, uor manevrabil, care asigura codificarea n coordonate x(t), y(t) a poziiei sale i comunicarea informaiei la display. Manevrarea se fcea manual de ctre operator iar aparatul memora ecourile rezultate de la fasciculele ultrasonice emise n poziiile succesive ale traductorului. n acest mod prin alegerea unui set suficient de extins de linii de scanare se putea obine o imagine detaliat a regiunii explorate. De altfel n aceast perioad obiectivul scanrii era obinerea celei mai bune fotografii a regiunii explorate. Deplasarea fiind manual informaiile necesare construirii unei imagini se acumulau ntr-un timp relativ lung, de ordinul secundelor. Din acest motiv imaginea obinut era static.

RECEPTOR

AMPLIFICATOR CU CTIG VARIABIL

(TGC)

EMITOR

BLOC DE

CONTROL

GENERATOR DE

MARCARE

GENERATOR DE

RAMP A

DETECIE ANVELOP

|X|

Strlucire

Adncime

Timp

COMPRESOR LOGARITMIC

log(X)

GENERATOR DE

RAMP T

___________________________________________________________________________

12

Baleierea prin controlul micrii a condus la dezvoltarea sistemelor cu scanare liniara la care traductorul executa o micare de translaie i respectiv a sistemelor cu scanare sectoriala la care traductorul executa o micare de rotaie. n ambele situaii controlul poziiei se realiza sincron cu startul unei noi emisii. Sistemele cu scanare liniar afieaz un set de linii orizontale dispuse succesiv pe verticala i a cror dimensiune indic adncimea de scanare. Din combinarea celor dou traiectorii ale traductoarelor au rezultat cteva metode de scanare a cror utilizare a fost dictat de particularitile zonei investigate.

- scanarea liniar este metoda cea mai simpl constnd n deplasarea traductorului pe o suprafa plana sau dup o linie dreapt - figura 1.3 - a

- scanarea sectorial (unghiular) se realizeaz prin deplasarea traductorului pe un arc de cerc fr translaie - figura 1.3 b.

- scanarea compusa corespunde situaiei n care traductorul aflat n translaie execut i o micare de rotaie n jurul axei sale n fiecare dintre punctele traiectoriei liniare

- scanarea mixt n situaia cnd traductorul trece succesiv din rotaie n translaie i napoi n micare de rotaie - figura 1.3 d.

Ultimele doua metode au fost impuse de situaiile n care suprafaa de scanat era curb sau circular.

Figura 1.3 Metode de scanare

Sistemul cu scanare sectorial mecanic

Folosete un traductor monoelment presupus a avea dimensiuni foarte mici i care este rotit n plan pentru a emite fascicule ultrasonice care vor acoperi un sector circular. Din punct de vedere constructiv exist mai multe posibiliti de implementare a deflexiei mecanice a fasciculului ultrasonic: - un traductor monoelement este cuplat printr-un mecanism adecvat la un motor de antrenare ; - traductorul monoelement este fix n focarul unei oglinzi rotite de un motor; - trei traductoare monoelment plasate la 120o sunt rotite de un motor i sunt comandate secvenial pentru emisie i recepie cnd trec prin dreptul unei ferestre. Unghiul de deschidere al sectorului este n jur de 90 pentru cardiologie i pentru explorarea cavitii abdominale sau 360 n cazul explorrii urologice.

n situaia folosirii unui traductor monoelement al crui element sensibil poate fi rotit, aria explorat are o form sectorial fiind necesar conversia formatului de scanare naintea afirii informaiei. Prin conversia formatului informaia corespunztoare direciilor de scanare este plasat ntr-o matrice rectangular astfel nct geometria regiunii investigate sa poat fi afiat fr distorsiuni pe display.

Numrul de linii de scanare depinde de: adncimea de explorare , viteza de propagare a ultrasunetelor n mediu i de numrul de imagini pe secund. Apar probleme de execuie datorit prezenei pieselor n micare i a unui lichid de transmisie pentru cuplarea la mediu. Electronica aferent se complic datorit necesitii conversiei de la coordonatele polare n care se scaneaz la coordonatele rectangulare necesare pentru afiare. Arhitectura unui astfel de sistem este indicat n figura 1.4.

a b c d

___________________________________________________________________________

13

Figura 1.4 Arhitectura sistemului cu scanare sectorial mecanic

Sistem cu traductor multielement liniar.(figura 1.5)

Micarea de scanare a unui singur traductor dup o linie dreapt poate fi simulat electronic prin utilizarea traductorului multi-element liniar comandat n mod corespunztor. n principiu fiecrui element i se poate asocia o linie de scanare, fiecare element putnd fi emitor i receptor, apoi urmtorul etc. Din motive de focalizare, liniile de scanare se asociaz unui grup de elemente comandate ntr-un mod corespunztor. Rezultatul este o imagine bidimensional care la viteze mari de scanare se obine practic n timp real. Se pot astfel examina i structuri n micare.

Un dezavantaj al primelor sisteme imagistice care implementau acest concept era timpul lung de achiziie i neclaritatea imaginii datorat structurilor n micare. Tehnologiile de realizare a traductoarelor au cunoscut un ritm susinut de dezvoltare, ncepnd cu anii 80. Au fost realizate arii liniare i arii fazate cu sute de elemente i frecvene ridicate de operare. Introducerea traductoarelor multielement i perfecionarea tehnologiei digitale a permis trecerea la dirijarea i focalizarea electronic a fasciculului ultrasonic.

Figura 1.5 Arhitectura sistemului cu traductor multielement liniar

RECEPTOR

AMPLIFICATOR CU CTIG VARIABIL

(TGC)

EMITOR

BLOC DE

CONTROL

DETECIE ANVELOP

|X|

Strlucire

Adncime

Unghi

COMPRESOR LOGARITMIC

log(X)

GENERATOR DE

RAMP A

CONTROLER DE

POZIIE

RECEPTOR

AMPLIFICATOR CU CTIG VARIABIL

(TGC)

EMITOR

BLOC DE

CONTROL

DETECIE ANVELOP

|X|

Strlucire

Deflexie linie (adncime)

Numr linie

COMPRESOR LOGARITMIC

log(X)

GENERATOR DE

RAMP A

MULTIPLEXOR

___________________________________________________________________________

14

Sistemele imagistice moderne opereaz n modul B n timp real i afieaz pe ecran un numr mare de imagini pe secunda. Informaia corespunztoare punctelor intermediare dintre direciile de scanare se obine prin interpolare. Figura 1.6 arata arhitectura unui sistem Mod B n timp real. Scanerele moderne au un anumit numr de canale independente i folosesc traductoare multielement. Se utilizeaz doua tipuri de astfel de traductoare: arii liniare i arii fazate.

Ariile liniare pot fi plate sau convexe i sunt operate folosind n acelai timp mai multe canale adiacente att la emisie cat i la recepie. Rezultatul explorrii este un set de linii paralele care, naintea afirii, sunt interpolate n modulul de conversie a formatului de scanare. In ariile fazate toate elementele sunt utilizate mpreuna iar dirijarea fasciculului se realizeaz prin ntrzierea corespunztoare a semnalelor de excitaie pentru diferite elemente.

Figura 1.6 Arhitectura unui sistem Mod B n timp real

Figurile 1.7 i 1.8 indic modalitatea de formare a liniei de imagine pentru cele dou tipuri de arii de traductoare. Se remarc simetria ntrzierilor n cazul ariilor liniare i faptul ca setul de ntrzieri rmne acelai pentru toate liniile de imagine, modificnd-se elementele care particip la formarea liniilor succesive. Practic scanarea se realizeaz prin nlocuirea unui numr de elemente din apertura activa i se obine o imagine rectangulara alctuit din linii paralele perpendiculare pe suprafaa ariei. Dezavantajul este supradimensionarea ariei pentru a se scana regiuni extinse i necesitatea unei ferestre acustice de dimensiunea ariei. Acest tip de operare este potrivit pentru explorarea abdominal.

Figura 1.7 Formarea liniei de imagine cu arie liniar

RECEPIE

AMPLIFICATOR CU CTIG VARIABIL

(TGC)

EMISIE

BLOC DE

CONTROL

DETECIE ANVELOP

|X|

Dirijare fascicul

COMPRESOR LOGARITMIC

log(X)

MEMORIE

FORMATOR

CONVERTOR DE

FORMAT

___________________________________________________________________________

15

In cazul ariilor fazate setul de ntrzieri este univoc definit pentru fiecare linie de imagine care este format prin aportul tuturor elementelor ariei fig. 1.8. Se obine o imagine sectorial alctuit dintr-un set de linii care converg n centrul ariei. Acest mod de operare s-a impus de oarece permite explorarea unor sectoare extinse prin ferestre acustice de dimensiuni mult mai reduse. Un exemplu tipic este explorarea cardiac prin ferestre acustice relativ reduse din spaiul intercostal.

Figura 1.8 Formarea liniei de imagine cu arie fazat

1.3 STRUCTURA SISTEMELOR ULTRASONICE MODERNE

Tehnologia ultrasonic s-a mbuntit semnificativ n ultimii ani, datorit tehnicilor de fabricare a dispozitivelor semiconductoare integrate i a integrrii pe scar larg. Aparate complet numerice cu arii de traductoare cu numr mare de canale, se gsesc pe pia, asigurnd o rezoluie foarte bun imaginii i o mulime de modaliti de imaginare 2D i chiar 3D. Datorit costurilor relativ mari acestea coexist momentan cu un set de aparate ultrasonice portabile cu performan mai sczut, care folosesc tehnici analogice de formare a fasciculului ultrasonic i traductoare cu numr mic de canale. Este doar o chestiune de timp pn cnd aparate ultrasonice portabile, complet digitale s fie disponibile pentru ambulatoriu i clinici rurale n ntreaga lume. Diagrama bloc prezentat n figura 1.9 ilustreaz structura de generic a sistemelor imagistice ultrasonice digitale actuale.

Interfaa utilizator

Reprezint acea parte a sistemului prin care utilizatorul poate configura sistemul pentru a opera n modul dorit. Sistemul afieaz meniuri sort configurabile i elemente de control virtuale care opereaz n combinaie cu elementele de control hard poteniometre, comutatoare. Imaginea de pe monitorul principal ofer confirmarea vizual a funcionrii n modul dorit. Interfaa utilizator ofer conexiunile adecvate pentru extragerea sau introducerea informaiei din/in sistem. Principalele conexiuni sunt cele la reeaua local sau la una specializat (DICOM), la dispozitive de stocare (CD-ROM, DVD) precum i la diverse periferice cum ar fi imprimanta.

___________________________________________________________________________

16

Figura 1.9 Arhitectura generic a sistemelor imagistice ultrasonice digitale

Controlerul

Un sistem tipic are unul sau mai multe microprocesoare sau PC-uri care conduc funcionarea ntregului sistem. Controlerul preia setrile furnizate prin dispozitivele de intrare i elementele de control i execut comenzile care pun structura hardware n modul de operare dorit. Totodat controlerul iniializeaz funcionarea formatoarelor de fascicul la emisie i recepie, a procesoarelor de semnal, a dispozitivelor de afiare i ieire. Interaciunile complicate dintre procesoarele din sistem necesit un protocol de comunicaii de date robust i de vitez mare.

Interfaa cu procesul (Front end)

Aceast seciune din interiorul sistemului reprezint poarta semnalelor spre i dinspre elementul traductor selectat. Sub controlul microprocesorului responsabil cu generarea i formarea la emisie, semnalele de excitaie sunt aplicare elementelor traductoare de ctre blocurile emitoare. Semnalele ecou din mediu sunt recepionate de ctre elementele ariei i aplicate la intrrile amplificatoarelor cu ctig variabil pentru compensarea atenurii n mediu i a difraciei pe durata propagrii. Semnalele rezultate sunt trimise apoi la formatorul receptor.

Dispozitivul de baleiere (Scanner)

Conine acele componente de pe calea de semnal care asigur funcia fundamental de compunere coerent a semnalelor livrate de fiecare element traductor pentru a crea fiecare linie a imaginii. Formatorul de emisie trimite pulsurile electrice spre elemente n secvena temporal necesar. Semnalele ecou convertite digital sunt dirijate spre formatorul receptor pentru sinteza digital de fascicul. n plus dispozitivul de scanare realizeaz un prim nivel de procesare de semnal care include filtrarea, obinerea semnalelor n quadratur, extragerea informaiei de micare pentru maparea curgerii sangvine.

Elemente de control

Tastatura Intrri-Ieiri Comunicaie

Display Sistem

Interfaa utilizator

Emitor

Comutator MUX

TGC Formator Recepie

Formator Emisie

Conversie AD

Control Formare

Procesor Principal

Procesor Scanare

Procesor Imagine (Mod B)

Procesor Miscare

(Doppler) (Mapare color)

Convertor Format

Ieire audio

Display

Postprocesor

Front end Scanner Controler

Back end

traductor

___________________________________________________________________________

17

Procesarea Post Scanare (Back end)

Aceast grupare de funcii este asociat cu formarea (sinteza), afiarea i evaluarea cantitativa a imaginii. Intrarea acestei seciuni este un set de anvelope de semnale ecou extrase din liniile sintetizate la nivelul formatorului receptor pe baza semnalele de RF returnate de traductoare. Formarea imaginii este asigurat prin convertirea acestor semnale ntr-un convertor de format de scanare (scanconvertor) pentru a se obine date n formatul afiabil pe video monitor sau PC. Pe calea de semnal, n acest bloc sunt realizate o serie de operaii de postprocesare, compresie logaritmic, mapare color sau pe scara de gri. Peste imaginea de baz se pot suprapune imagini coninnd caractere alfanumerice sau alte informaii i se pot rula anumite programe de msur pentru evaluri dimensionale la nivelul regiunii explorate. Sunt de asemenea prezente elemente de control virtuale pentru modificarea formatului informaiei afiate.

Dispozitivul de scanare este cel mai important bloc al arhitecturii generice reprezentnd inima sistemului [Thomenius 98, 05]. Evident este i cel mai scump bloc din sistem, cu o pondere de 30 -50% din valoarea total a componentelor i din volumul de munc.

Formatorul emitor are sarcina relativ simpl de a genera secvenele de ntrziere la emisie. Aceste secvene pot fi uor implementate ntr-un ASIC ca un set de numrtoare presetabile

Formarea la recepie presupune sarcini mult mai complexe ca: - generarea ntrzierilor pentru:

o Dirijarea fasciculului o Focalizarea dinamic

- ponderarea dinamic a semnalelor recepionate si care se regsesc arhitecturi de implementare de evident mai complicate.

Plecnd de la aceste constatri formatoarele de fascicul vor fi abordate pe parcursul capitolelor urmtoare att n ceea ce privete fundamentele teoretice ct i posibile soluii de implementare. Orice dezvoltare pe aceast direcie este de ateptat s conduc ntr-un viitor apropiat la optimizarea raportului pre - performan pentru sistemele imagistice ultrasonice

1.4 SUPORTUL TEHNOLOGIC

Dei adesea progresul imagisticii ultrasonice este analizat individual corelaia cu disponibilitile tehnologice trebuie avut n vedere n permanen ntruct progresele rapide n electronic, tehnica de calcul i tehnologia materialelor au modelat n fiecare etap viitorul imagisticii ultrasonice. Alturi de Radar i Sonar, Imagistica Ultrasonica a beneficiat de punerea la punct a suportului de tehnologie electronica pentru scanarea i focalizarea ariilor cu comand prin faz utilizate pentru aplicaiile n cmp electromagnetic. Pe seama acestor realizri s-au introdus ulterior metodele de scanare electronic liniar i sectorial.

Descoperirea tranzistorului i realizarea calculatorului digital la sfritul anilor 40 a declanat cum era firesc o serie de modificri n conceperea sistemelor ultrasonice al cror ritm a fost accelerat la sfritul anilor 50 o data cu realizarea primului circuit integrat. Predicia Moore privind creterea exponenial a densitii circuitelor integrate si-a gsit confirmarea n creterea vitezei de miniaturizare i a puterii de calcul integrate pe chip. Consecina fireasc a fost apariia pe pia a calculatoarelor personale, a memoriilor digitale i a circuitelor programabile. Sistemele imagistice ultrasonice n Mod B static, cu bra de scanare, aprute la sfritul anilor 60, ncorporau parial elementele indicate.

Apariia la nceputul anilor 80 a sistemelor imagistice cu arii fazate a fost posibil datorit ultimelor dezvoltri n tehnica video, microprocesoare, memorii digitale, linii de ntrziere i a miniaturizrii oferite de circuitele integrate programabile. Performanta acestor sisteme a fost rapid mbuntit n anii 80 de apariia circuitelor integrate dedicate (ASIC), a

___________________________________________________________________________

18

procesoarelor de semnal (DSP) i de proiectarea asistat de calculator (CAD) a circuitelor integrate pe scara larg (VLSI) astfel ca la sfritul acestei decade sistemul cu arie fazat a devenit unealta imagistic dominant. Actualmente miniaturizarea accelerata i n special utilizarea circuitelor integrate pe scara larga dedicate ASIC-uri, face posibila realizarea de sisteme imagistice care folosesc arii cu capabiliti de nalt calitate a imaginii.

Cnd a aprut primul sistem cu arie fazat acesta cntrea sute de kg. Predicia creterii densitii tranzistoarelor conform legii Moore indica un factor de reducere a ariei de 1000000 n intervalul 1980 - 2000. Intre timp panta curbei Moore a suferit o anumita scdere astfel ca actualmente factorul de reducere a ariei este de 1290. Aceasta reflect limitele fizice ale tehnologiei CMOS dar i costurile ridicate reclamate de miniaturizarea extrem. [Brenner01] Dei nu se poate evalua un factor de miniaturizare a sistemelor imagistice ultrasonice, faptul ca un astfel de sistem din generaia 2003 are mult mai multe facilitai dect sistemele cu arii fazate din prima generaie i cntrete doar cteva kilograme este gritor.

Realizri remarcabile de dat recent sunt capul de scanare cu arie bidimensional i formator ncorporat i sistemele portabile care includ astfel de capete de scanare. Datorit disponibilitii sistemele portabile pot fi folosite ca dispozitive de triere n clinicile mici sau n locuri n care costul unui sistem imagistic este prohibitiv. Sistemele ultrasonice moderne se definesc printr-o densitate mult mai mare de componente i o putere de calcul cu mult sporit fa de predecesoarele lor. Pe viitor sunt de ateptat modificri pe direcia creterii complexitii i a reducerii costurilor. Suportul tehnologic i punctele de cotitur n dezvoltarea investigrii ultrasonice au fost concentrate n tabelul 1.1

Tabelul 1.1 Cronologia dependentei tehnologice a tehnicilor de investigare ultrasonic

Perioada Ultrasunete Suport Tehnologic anii 30 Detectia ecourilor Piezoelectricitate

Tuburi amplificatoare cu vid anii 40 Imaginea creierului (Dussik)

Imagini PPI (Position Plan Indicator) Terapie i chirurgie

Radar, Sonar Reflectoscop supersonic

Calculatoare (ENIAC, Collossus) Tranzistorul

anii 50 Modul A de scanare Scanare compus

Efectul Doppler n ultrasunete Scanare n modul M-miscare

Circuite integrate Comanda n faz a ariilor de

antene

anii 60 Scanarea statica n mod B Scanarea mecanica n Timp Real

Echoencefalografia

Legea lui Moore Microprocesorul, VLSI

Calculatorul portabil anii 70 Imagistica n Timp Real

Conversia formatului de scanare Scara de gri

Arii liniare i arii comandate prin faza

Memorii: RAM, EPROM ASIC

Calculatoare Stiintifice Primul PC (Altair)

anii 80 Sisteme comerciale bazate pe arii de traductoare

Sisteme Doppler n impulsuri Imagistica color a curgerii sangvine

Traductoare specializate sau de banda larga

Arii de porti Procesoare de semnal

Tehnologia SMD Proiectarea asistata de calculator

a circuitelor VLSI anii 90 Sisteme digitale

Arii 1.5D i arii matriciale Imagistica armonica

Commercializarea sistemelor imagistice 3D

Convertoare A/D-solutii ieftine Powerful PCs

Procesoare de imagine - 3D Tehnologii nanometrice

anii 2000

Sisteme portabile cu arii bidimensionale pentru imagistica 3D n Timp Real

Miniaturizarea

___________________________________________________________________________

19

Cronologia expus n tabel evideniaz un decalaj ntre apariia tehnologiei i manifestarea efectelor sale la nivelul sistemelor de investigare. Cele mai dramatice schimbri au aprut pe direcia miniaturizrii n conformitate cu legea Moore. Existenta decalajului menionat, conduce la concluzia ca ultimele dezvoltri tehnologice nu i-au manifestat n totalitate impactul asupra sistemelor imagistice. Potenialul de diagnostic prezis iniial imagisticii ultrasonice de ctre pionierii domeniului a fost atins i depit. Combinarea progresului continuu n electronic, cu o mai bun nelegere a interaciunii ultrasunetelor cu mediul va conduce la sisteme imagistice de complexitate sporit. Este de ateptat ca n viitor principiile simple care stau la baza majoritii sistemelor imagistice s fie nlocuite cu algoritmi sofisticai de procesare de semnal.

1.5 COMPARAIA CU ALTE TEHNICI IMAGISTICE MEDICALE

Secolul XX marcat de incredibilul avnt al descoperirilor tehnice pune la ndemna medicinii o aparatur operaional din ce n ce mai divers i mai perfecionat. Datorit eficacitii i costurilor sczute imagistica ultrasonic este la ora actual tehnica imagistic preferat. S-a estimat c n anul 2000 la nivel mondial au fost efectuate sptmnal 5 milioane de investigri cu ultrasunete (figura 1.10). O succint trecere n revist a tehnicilor imagistice moderne va permite evidenierea locului i rolului imagisticii ultrasonice ca metod paraclinic de baz n stabilirea diagnosticului.

Radiografia Este cea mai veche dintre tehnicile imagisticii medicale i are la baz absorbia

selectiv a radiaiilor X de ctre diverse structuri ale corpului uman. Ea furnizeaz informaii despre starea fiziologic, localizarea i structura diferitelor formaiuni. Este o metod ieftin, cu o bun rezoluie a determinrii dar prezint dezavantajul factorilor de risc asociai iradierii cu raze X, fapt ce conduce la o repetabilitate a expunerii la minim 6 luni. n plus nu permite evaluarea strii de micare.

Figura 1.10 Statistica utilizrii tehnicilor imagistice n anul 2000 [Cote01]

Tomografia computerizat(TC). Absorbia razelor X n fiecare punct al unei seciuni transversale a corpului poate fi

calculat prin msurarea mai multor fascicule de raze X care cad sub unghiuri diferite n

___________________________________________________________________________

20

cadrul seciunii transversale. Coeficienii de absorbie calculai sunt reprezentai ca densiti radiografice prin mult mai multe nuane de gri dect este posibil printr-o radiografie obinuit. Tomografia computerizata a fost dezvoltata la nceputul anilor 70. Aceasta tehnica furnizeaz imagini ale esuturilor moi, oaselor i vaselor de snge. TC permite vizualizarea direct i diferenierea esuturilor moi cum ar fi: ficatul, splina i esutul adipos. TC este util n mod special pentru detecia leziunilor extinse, a tumorilor i metastazelor i permite evaluarea dimensional i localizarea spaial a acestora. TC a craniului i creierului poate detecta tumori , arat defecte ale vaselor de snge, ventricule extinse cauzate de prezenta lichidului cerebrospinal i diferite alte anormaliti cum sunt cele ale muchilor i nervilor oculari. Avantajele metodei sunt: o rezoluie de contrast foarte bun asociat cu o penetrabilitate bun, limitat, eventual, de un prag de iradiere. Ca dezavantaje sunt de menionat expunerea la radiaii dar i costurile ridicate ale aparaturii i investigaiei propriu-zise. Expunerea prelungita la radiaie care poate avea efecte cancerigene n special la copii sub 15 ani.

Rezonana magnetic nuclear (RMN)

Imagistica prin rezonant magnetica a fost cercetat la nceputul anilor 80, primul prototip a fost testat clinic pe pacieni n 1980 iar comercializarea acestor sisteme se face din 1984. Rezonana magnetic nuclear are la baz o proprietate a nucleelor atomilor cu un numr impar de protoni, din care n organism cele mai numeroase sunt nucleele de hidrogen. n interiorul unui cmp magnetic foarte puternic, spinul nucleelor este orientat n direcia cmpului, prin suprapunerea unui semnal de radio frecven, alinierea acestor nuclee se poate modifica iar viteza cu care nucleele revin la orientarea iniial (relaxarea) se poate msura pe baza unui semnal. Exist dou tipuri de relaxare care depind de natura chimic i nveliul atomic al fiecrui nucleu, fapt ce face ca acestea s difere de la esut la esut. Pe baza gradientului se pot msura vitezele de relaxare, simultan n mai multe puncte din spaiu, ceea ce permite afiarea lor sub forma unui set de imagini n tonuri de gri, n oricare din planurile transversal, frontal sau sagital. Momentul suprapunerii semnalului de radiofrecven determin care dintre viteze predomin i de ce aceea imaginile obinute au diferite nuane de gri pentru acelai esut dei structura anatomic nu s-a schimbat. Seciunile transversale RM seamn foarte mult cu imaginile TC dar flexibilitatea n alegerea i folosirea celor dou viteze de relaxare confer RMN un contrast mai bun dect TC. Avantajele metodei sunt: o rezoluie de contrast excepional ntre esuturile normale i cele patologice, lipsa radiaiilor ionizante i capacitatea de a obine imagini n oricare din planurile transversal, frontal sau sagital. RMN este o unealta deosebit de eficienta n identificarea i diagnosticarea multor forme de cancer. Dezavantajele metodei:

- Procedura nu poate fi aplicat persoanelor care au implantate stimulatoare cardiace sau care sufer de claustrofobie

- rata sczut de mprosptare, conduce la imagini cu contur neclar datorit micrilor respiratorii i peristaltice

- Sistemele sunt foarte zgomotoase - Pacientul trebuie sa rmn linitit o lunga perioada de timp - Prezena unui cmp magnetic puternic care face imposibil investigarea persoanelor

cu stimulatoare cardiace sau dispozitive metalice ortopedice (uruburi, placi, jonciuni) Prezena acestora n aria scanata poate cauza distorsiuni majore ale imaginii

- Sistemele pentru MR sunt foarte scumpe i prin urmare i procedurile de investigare sunt foarte costisitoare

Imagistica ultrasonic

Ultrasunetele au deschis o ni n cmpul imagisticii medicale, concurnd sistemele imagistice cu raze X/CT i rezonan magnetic (RMN). Spre deosebire de tehnicile cu raze

___________________________________________________________________________

21

X/CT, imagistica ultrasonic nu expune pacientul radiaiilor ionizante, ceea ce constituie un avantaj important pentru examinrile pediatrice i obstetrice i prezint n avantajul unui pre relativ sczut, portabilitii i siguranei. Pe de alt parte rezonana magnetic asigur calitate rafinat imaginii n timp non-real, fr radiaie ionizat, dar cu un cost final foarte mare i timpi de achiziie lungi. Ultrasunetele se potrivesc bine aplicaiilor care cer structuri de imagini n timp real, unde costul i sigurana sunt de asemenea caracteristici semnificative.

n modul B de scanare cu ultrasunete, ecourile sunt afiate color sau sub forma unor nuane de gri permind reproducerea de imagini n seciuni transversale, longitudinale sau oblice ale organelor, n funcie de orientarea transductorului. n cazul scanrii n timp real imaginea afiat se modific n mod continuu permind astfel studierea structurilor anatomice i observarea micrilor fiziologice ale esuturilor. Ecografia Doppler ca variant a ecografiei bazat pe folosirea efectului Doppler i a tehnicilor corelative este singura dintre metodele imagistice medicale care detecteaz fluxul sanguin i poate genera imaginea curgerii suprapusa peste imaginea n mod B.

Metodele care folosesc ultrasunetele sunt excelente pentru investigarea i diagnosticarea neinvaziv a unui numr important de organe. Obstetrica modern urmrirea sarcinii i a naterii se bazeaz n principal pe tehnica ultrasunetelor pentru a furniza imagini detaliate ale ftului i ale uterului. Imagistica ultrasonora poate arata dezvoltarea ftului i diferite funcii ale corpului cum ar fi respiraia i micarea. Ultrasunetele sunt de asemenea larg utilizate pentru evaluarea rinichilor, ficatului, pancreasului, a inimii i vaselor de snge din abdomen i din zona gtului. Pot fi de asemenea folosite pentru ghidare la recoltarea biopsiilor pentru testele de laborator. Recent ultrasunetele sunt folosite pe scara larg pentru investigarea snului i pentru ghidare la prelevarea biopsiei n cancerul de sn

Cea mai mare dificultate la ultrasunete este prezena unei pete n imagine care umbrete structura i face interpretarea greu de realizat. De asemenea, ultrasunetele sunt limitate la acele aplicaii care prezint ferestre acustice adecvate pentru a aborda esutul moale intern, deoarece undele sonore nu se propag bine prin oase i pungi de aer. Cu aceste limitri, ultrasunetele reprezint o tehnic de imagistic important pentru observarea inimii, a sistemului vascular periferic i central i de asemenea pentru esutul moale abdominal i pelvian.

n tabelul 1.2.se prezint o evaluare comparativ a principalelor tehnici imagistice medicale pe baza unui set de criterii care cupinde:

o Rezoluia spaial o Timpul de investigare o Accesibilitatea o Riscuri asociate metodei prezena radiaiei o Portabilitate o Penetrabilitate o costurile aparaturii i ale procedurilor de investigare

Informaiile prezentate succint evideniaz locul i rolul distinct al diagnosticului ultrasonor n ansamblul metodelor paraclinice de diagnostic caracterizat prin:

Competitivitatea cu alte metode n ceea ce privete informaia obinut (rezoluie) Timpul redus de investigare (Scanare n timp real) Detecia micrilor fiziologice, a vitezei i debitului sangvin Pstrarea strict sub limitele admise a dozei de iradiere ultrasonic Competitivitate in ceea ce privete costurile aparaturii i ale procedurilor de

investigare. Aceste caracteristici definesc n fapt direciile de cercetare pentru perfecionarea procedurilor de diagnostic ultrasonor i a aparaturii aferente acestuia.

___________________________________________________________________________

22

Tabel 1.2 Tehnici imagistice medicale

METODA CRITERII

RADIOGRAFIA ECOGRAFIA TC RMN

Mrimea msurat Absorbia medie

n esuturi Proprieti mecanice

Absorbia n esuturi

Proprieti biochimice (timpi de relaxare)

Rezoluie spaial ~1mm

Dependent de frecven i orientare 0.3 - 3mm

~1mm ~1mm

Timp de investigare minute 100 cadre/sec 30sec - minute

10 cadre/sec

Acces Necesit acces din doua pri

Prin ferestre acustice adecvate

Pe circumferin

Pe circumferin

Risc asociat (Iradiere)

DA NU DA Nu

Costuri: aparatura + procedura de investigare

$ $ $$$$ $$$$$$$$

Portabilitate Bun Excelent Slab Slab

Repetabilitatea expunerii 6 luni Oricnd Dup un t Limitat de

costuri

Penetrabilitate Excelent Dependent de

frecven 3-25 cm

Excelent Excelent

Pulmonar X X X Cardiovascular X X X X

Hepatobiliar X X X Obstetrica X

Ginecologie X Oftalmologie X

Domenii de

utilizare

Sistem nervos X X

1.6. CONCLUZII

Capitolul prezint pe scurt principalele elemente privind evoluia structural a sistemelor de investigare ultrasonic pentru atingerea obiectivelor unei investigri performante i locul distinct al investigrii ultrasonice n cadrul metodelor imagistice medicale. Obiectivul principal a fost acela de a identifica n structura sistemelor imagistice ultrasonice blocurile funcionale care definesc performana sistemului pentru a direciona efortul de cercetare spre perfecionarea structurii acestora.

Pe baza unui studiu bibliografic extins n paragraful 1.2 s-a prezentat n sintez evoluia sistemelor imagistice medicale de la introducerea lor pn n prezent. Se evideniaz o structur relativ unitar la interfaa cu traductorul i creterea complexitii sistemului prin introducerea mecanismelor de scanare mecanic i apoi electronic.

Introducerea traductoarelor multielement i perfecionarea tehnologiei digitale a permis trecerea la dirijarea i focalizarea electronic a fascicului ultrasonic. Structurile de procesare dezvoltate pentru traductoarele multielement au un anumit numr de canale independente, opereaz n modul B n timp real i afieaz pe ecran un numr mare de imagini pe secund. S-au impus dou tipuri de scanare funcie de tipul de traductor folosit: arie liniare sau arie fazat.

___________________________________________________________________________

23

Sistemele cu arie liniar folosesc n acelai timp mai multe canale adiacente la emisie cat i la recepie. Acelai set de ntrzieri simetrice este utilizat pentru formarea tuturor liniilor de imagine, modificnd-se doar elementele care particip la formarea liniilor succesive. n cazul ariilor fazate setul de ntrzieri este univoc definit pentru fiecare linie de imagine care este format prin aportul tuturor elementelor ariei. Se obine o imagine sectorial alctuit dintr-un set de linii care converg n centrul ariei. Din punct de vedere structural folosirea ariilor de traductoare i a scanrii electronice a condus la apariia n structura dispozitivului de scanare a blocurilor funcionale care sintetizeaz liniile de imagine.

Structura sistemelor ultrasonice moderne a fost prezentat n paragraful 1.3 cu

scopul de a identifica locul i rolul dispozitivului de scanare. Este unanim acceptat [Thomenius 98, 05] c dispozitivul de scanare este cel mai important bloc al arhitecturii generice reprezentnd inima sistemului. n acelai timp este i cel mai scump bloc din sistem realizarea sa necesitnd 30 -50% din totalul componentelor i din volumul de munc.

n timp ce formatorul emitor are o sarcin relativ simpl de a genera secvenele de ntrziere la emisie formatorul receptor are sarcini mult mai importante:

o generarea ntrzierilor pentru: Dirijarea fasciculului Focalizarea dinamic

o Ponderarea dinamic a semnalelor recepionate Plecnd de la aceste constatri formatoarele de fascicul vor fi abordate pe

parcursul capitolelor urmtoare att n ceea ce privete fundamentele teoretice ct i posibile soluii de implementare. Orice dezvoltare pe aceast direcie este de ateptat sa conduc ntr-un viitor apropiat la optimizarea raportului pre - performan pentru sistemele imagistice ultrasonice.

Progresul imagisticii ultrasonice trebuie analizat n corelaia cu disponibilitile tehnologice ntruct progresele rapide n electronica, tehnica de calcul i tehnologia materialelor au modelat n fiecare etap viitorul imagisticii ultrasonice. Suportul tehnologic i punctele de cotitur n dezvoltarea investigrii ultrasonice au fcut obiectul paragrafului 1.4. Realizrile remarcabile de dat recent: capul de scanare cu arie bidimensional i formator ncorporat i sistemele portabile care includ astfel de capete de scanare confirm concluziile referitoare la importana formatoarelor de fascicul.

Cronologia expus evideniaz un decalaj ntre apariia tehnologiei i manifestarea efectelor sale la nivelul sistemelor de investigare. Cele mai dramatice schimbri au aprut pe direcia miniaturizrii n conformitate cu legea Moore. Existenta decalajului menionat conduce la concluzia ca ultimele dezvoltri tehnologice nu si-au manifestat n totalitate impactul asupra sistemelor imagistice. Potenialul de diagnostic prezis iniial imagisticii ultrasonice de ctre pionierii domeniului a fost atins i depit. Combinarea progresului continuu n electronic, cu o mai bun nelegere a interaciunii ultrasunetelor cu mediul va conduce la sisteme imagistice de complexitate sporit. Este de ateptat ca n viitor principiile simple care stau la baza majoritii sistemelor imagistice sa fie nlocuite cu algoritmi sofisticai de procesare de semnal.

O succint trecere n revist a tehnicilor imagistice moderne a permis n finalul capitolului evidenierea locului i rolului imagisticii ultrasonice ca metod paraclinic de baz n stabilirea diagnosticului. Informaiile prezentate evideniaz locul i rolul distinct al diagnosticului ultrasonor n ansamblul metodelor paraclinice de diagnostic caracterizat prin competitivitate n ceea ce privete rezoluia, costurile, timpul de investigare i riscul de iradiere. Aceste caracteristici definesc practic direciile de cercetare pentru perfecionarea imagisticii ultrasonice i a aparaturii aferente acesteia.

___________________________________________________________________________

24

CAPITOLUL2

FORMATOARE DE FASCICUL

Acest capitol prezint ntr-o abordare unitar fundamentele formrii fasciculelor i evoluia tehnicilor de formare. Sinteza de fascicul este un proces important n sistemele imagistice deoarece calitatea fasciculului determin rezoluia lateral i frecvena cadrelor. Evoluia tehnicilor de formare a fasciculelor ultrasonice este determinat de necesitatea mbuntirii calitii imaginilor rezultate n urma scanrii ultrasonice.

Pornind de la cele afirmate mai sus sunt prezentate bazele matematice ale formrii fasciculelor n general i a celor ultrasonice n special. Se realizeaz apoi o evaluare a tehnicilor analogice i digitale de formare a fasciculelor n scopul identificrii posibilitilor de optimizare sub raport complexitate performan

2.1 ECUAIILE GENERALE PENTRU SINTEZA FASCICULELOR

ULTRASONICE

Formarea sau sinteza fasciculelor este o metod de observare a semnalelor recepionate de o arie de traductoare de pe o direcie dorit simultan cu atenuarea rspunsului ariei pentru semnalele provenite de pe alte direcii. Procedura de sintez permite o vizualizare multidimensional a mediului prin folosirea unei arii de traductoare adecvate i are multiple aplicaii n medicin, astronomie i echipamentele militare. [Johnson93]

Se consider pentru nceput aria tridimensional localizat prin vectorul de poziie rm, unde n este indexul elementului curent al ariei, care recepioneaz semnalul x(t). Direcia semnalului recepionat x(t) este specificat de vectorul unitate u, n timp ce aria va fi dirijat pe direcia descris de vectorul unitate u0, Orientarea vectorilor direcionali (u, u0) este definit de dou unghiuri numite azimut (, 0) i elevaie (, 0) .

Fig. 2.1 Sistemul de coordonate tridimensional pentru formarea fasciculelor n cmp ndeprtat

2.1.1 CAZUL CMPULUI NDEPRTAT Semnalul complex x(t) este n general un puls sinusoidal modulat care are informaia

spaial nscris n urma reflexiilor pe interfeele i obiectele care vor fi detectate i localizate. Se identific prin denumirea de interfa acustic suprafaa de separare a dou medii cu impedane acustice diferite.

y

z

u rn

u0

0

0

___________________________________________________________________________

25

tjetx =)( (2.1) Semnalul se propag prin mediu cu viteza c sub forma unei unde plane de pulsaie , iar n cele ce urmeaz se va lucra n ipoteza cmpului ndeprtat pentru care distana pn la surs se presupune suficient de mare astfel nct fronturile de und sunt paralele cu aria. Faza undelor recepionate conine informaia despre direcia spaial a sursei. Astfel semnalul recepionat de elementul n este:

nTn jkrukrtj

n etxetx ==+ )()( )( pentru n = 0,...,N-1 (2.2)

k=/c este numrul de und asociat undei, iar rn = rnu proiecia vectorului rn pe direcia u care indic distana adiional pe care unda care sosete de pe direcia u o are de parcurs pn la elementul localizat prin rn. Din figura 2.1 se pot exprima coordonatele vectorului direcional u i ale vectorului de poziie al elementului n.

=

sin

cossin

coscos

ur

,

=

zn

yn

xn

n

r

r

r

rr

(2.3)

Prin urmare proiecia vectorului de poziie al elementului m , rn pe direcia u este:

sincossincoscos znynxnT

nn rrrurr ++==rr

(2.4)

Rezultatul nsumrii ieirilor celor N elemente ale ariei prezint caracteristicile unui filtru spaial. ntr-un caz general filtrarea spaial este echivalent cu un filtru de medie alunectoare sau filtru FIR (pentru o arie liniar uniform), pentru care fasciculul de ieire este dat de:

jkReatxtXaty == )()()( (2.5)

unde a definete o fereastr de ponderare, X(t) conine ieirile tuturor elementelor iar R conine defazajul corespunztor fiecrui senzor:

a = [a0...aN-1] X(t) = [x0(t)... xN-1(t)]

T = x(t)ejkR (2.6) R = [r0...rN-1]

T

Fereastra de pondere, specificat prin vectorul a al coeficienilor filtrului se consider arbitrar n acest punct dar va fi folosit una dintre ferestrele cunoscute (Hamming, Bartlett, Rectangular etc.) pentru a controla limea lobului principal i amplitudinea lobilor laterali. Dirijarea sau filtrarea spaial pe o anumit direcie u0 este asigurat prin nsumarea coerent pentru aceast direcie a ieirilor elementelor ariei. Aceasta necesit mai nti determinarea proieciei vectorului de poziie a elementului curent rn pe vectorul (u-u0):

[ ]

TN

znynxnTnn

rrRR

rrruurr

]...[

sinsin

cossincossin

coscoscoscos

)(

100

0

00

00

0

=

==

(2.7)

Rezult de aici ecuaia general pentru sinteza de fascicul: ),()()(),( 0

)(0

0 uHtxeatxutyRRjk == (2.8)

unde directivitatea fasciculului este dat de:

)(0

0),( RRjkeauH = (2.9)

___________________________________________________________________________

26

i definete caracteristicile spaiale ale ariei. Procesul de decalare temporal cu R0 a ieirii fiecrui element conduce la nsumarea coerent cnd u = u0 i este denumit formarea sau dirijarea unui fascicul pe direcia u0. n cazul general geometria ariei este arbitrar, totui pentru simplificarea analizei i a implementrii se utilizeaz forme regulate. Cazul tratat va fi cel al ariei liniare.

2.1.2 GEOMETRIA ARIEI LINIARE

O geometrie frecvent utilizat este aria liniar, care poate produce o imagine bidimensional polar. Fiecare punct al imaginii este definit printr-o pereche de parametrii distan (moment prelevare eantion) unghi (direcie de dirijare). Aria liniar conine N elemente dispuse uniform cu o distan d ntre elemente. Considernd aria coliniar cu axa x, vectorul care localizeaz elementul n al ariei este:

Tn ndr ]00[=

Proiecia acestuia pe vectorul u va fi: coscosndurr nn ==

rr

n cazul spaiului bidimensional elevaia este nul ( = 0) i cu substituia =/2- se obine n final vectorul ieirilor elementelor ariei:

=== sinjkndcoscosjkndjkR e)t(xe)t(xe)t(x)t(X , unde T]1N...0[n = (2.10)

Substituia =/2- introduce unghiul format de direcia de propagare a undei plane (perpendicular pe suprafaa traductorului) cu direcia se observare n plan. Pentru cazul general al unei direcii de dirijare 0, proiecia R-R0 , este prin definiie:

[ ]

)sin(sin]...[

)sin(sin

0

0

sinsin

00)(

0100

0

0

0

==

=

==

ndrrRR

ndnduurr

Tn

Tnn (2.11)

i substituind acest rezultat n ecuaia general pentru sinteza de fascicul obinem ecuaia ce descrie formatorul (sintetizorul) de fascicul cu arie liniar:

00 sinjkdn)sin(sinjkdn0 e)t(Xaea)t(x),t(y

== (2.12)

Forma final a ecuaiei este una implementabil prin nsumarea ieirilor elementelor ariei, defazate n prealabil dup un algoritm care maximizeaz rezultatul nsumrii pentru o direcie dat 0.

2.1.3 CAZUL CMPULUI APROPIAT

n situaia observrii n cmp apropiat, frontul de und nu mai este plan i curbura sa

introduce o ntrziere suplimentar care trebuie compensat pentru a asigura nsumarea coerent. n acest caz trebuie cunoscut att direcia pe care se afl sursa ct i distana la surs (fig. 2.2).

Aria este localizat prin vectorul de poziie rn, unde n este indexul elementului curent al ariei. Sursa este specificat prin vectorul r de versor u, iar aria va fi dirijat pe direcia descris de vectorul unitate u0, Orientarea vectorilor direcionali (u, u0) este definit prin azimut (, 0) i elevaie (, 0) .

Distana pe calea de propagare direct de la surs la senzorul n este: nn rrp =

___________________________________________________________________________

27

unde norma euclidian , este definit ca: ( ) ( )2/1

1

22/1

==

=

n

i

Tixxxx

Fig. 2.2 Sistemul de coordonate tridimensional pentru formarea fasciculelor n cmp apropiat

Prin dezvoltare se obine expresia pentru pn:

2

n2n rrp = ( )( )nTnT rrrr =

2

nTn

2rr2r +=

+= 2

2

n2

Tn2

r

r

r

rr21r

2/1

2

2

n2

Tn

nr2

r

r

rr21rp

+= (2.13)

Astfel semnalul recepionat de elementul n este:

nn jkp)kpt(jn e)t(xe)t(x ==

+ pentru n = 0,...,N-1 (2.14)

n spaiul bidimensional se consider c aria este coliniar cu axa x, vectorul care localizeaz elementul m al ariei fiind: Tn ]00nd[r = , iar vectorul de poziie al sursei formeaz unghiul cu direcia de propagare a undei plane i este de modul R. n aceast situaie ntrzierea spaial are expresia:

2/1

2

2

n R

)nd(

R

sinnd21Rp

+

= (2.15)

Ecuaia ce descrie formatorul de fascicul cu arie liniar pentru un punct de coordonate (R, ) din cmpul apropiat este:

),R(jkp0

0ne)t(Xa),R,t(y = (2.16)

Cazul cmpului ndeprtat caracterizat de front de und plan se ntlnete n aplicaiile RADAR n care se formeaz fascicule de unde electromagnetice i n SONAR unde se sintetizeaz fascicule de unde ultrasonice. Pentru aplicaiile n cmp apropiat, unde dimensiunea regiunii de interes este comparabil cu dimensiunea ariei, frontul de und este sferic i acest lucru trebuie luat n considerare pentru determinarea exact a ntrzierilor cerute de nsumarea coerent. Acesta este cazul imagisticii medicale n care este necesar focalizarea fasciculelor pe obiecte ntr-un domeniu restrns.

x

y

z

u

r

rn

pn

u0

0

0

___________________________________________________________________________

28

2.2 FORMATOARE DE FASCICUL ULTRASONIC TIP NTRZIERE NSUMARE

Fasciculele de unde ultrasonice sunt sintetizate prin comanda electronic a ariilor de

traductoare ultrasonice de diferite tipuri: liniare, circulare, rectangulare, curbate. Ecuaiile (2.12) i (2.16) descriu formatoarele de fascicul de tip ntrziere - nsumare care au la baz un algoritm dintre cele mai vechi i mai simple i care se dovedete i astzi deosebit de util. Idea de realizare a fasciculelor prin ntrziere i nsumare este simpl. Semnalul recepionat din mediu este adus la intrrile formatorului de fascicul. Ieirile formatorului, obinute prin ntrzierea adecvat a intrrilor i nsumarea lor, maximizeaz semnalul pentru o anumit direcie spre a nu fi afectat de zgomot sau de undele care se propag pe alte direcii.

Considerm aria liniar cu N elemente egal distanate ntre ele cu un spaiu d pe direcia axei x. Originea sistemului de coordonate se afl n centrul ariei. Poziia elementului n este : (figura 2.3)

d2

1Nnx n

= pentru 1Nn0 (2.17)

Figura 2.3. Aria liniar cu N elemente i spaiul inter-elemente d

Cnd observm un cmp de unde ( )t,xf cu aria liniar unidimensional ( )( )0,0,ndx = , semnalul recepionat de elementul n al ariei este ( ) ( )t,xfty nn = . Formatorul de fascicul de tip ntrziere - nsumare const n aplicarea unei ntrzieri n semnalului furnizat de fiecare element i nsumarea semnalelor rezultate. Ieirea formatorului de fascicul de tip ntrziere - nsumare este:

( ) ( )

=

=1N

0nnnn tyatz

Ponderea amplitudinii an este denumit uneori apodizare i poate lua orice valoare ntre 0 i 1.

Pentru un cmp de unde plane, cu frecvena i numrul de und kr

, observat cu aria unidimensional din fig 2.3 avem:

( ) ( )= sinkxtjn nety (2.18) i

( ) ( )( )

=

=1N

0n

sinkxtjn

nneatz ( )+

=

= sinkxj1N

0nn

tj nneae

d xn

( 00 ,0, zx kk )

x

element n

z

___________________________________________________________________________

29

Cnd ==

= sinxc

1sinxsinx

knnnn , adic ntrzierea n este aleas

pentru a observa direcia de propagare a undei plane, ieirea formatorului de fascicul atinge

valoarea maxim egal cu

=

1N

0nn

tj ae .

Putem dirija fasciculul ariei pe o anume direcie de propagare prin folosirea unui set

de ntrzieri 0sin1 nn xc

= . n acest caz semnalul sintetizat pentru propagarea unei unde

plane ntr-o direcie oarecare este dat de:

( ) ( )

=

=1N

0n

sinsinjkxn

tj 0neaetz (2.19)

Rspunsul formatorului de fascicul de tip ntrziere i nsumare la o und monocromatic este denumit n mod curent caracteristica ariei. n acest caz caracteristica ariei va fi:

( ) ( )

=

=1N

on

sinsinjkxn

0 0nea,H (2.20)

Caracteristica ariei determin diagrama de directivitate a ariei sau structura fasciculului. Structura fasciculului va lua aceeai form ca a ecuaiei 2.20 cu un unghi de dirijare fix 0 i un unghi curent . Structura fasciculului propagat n cmp ndeprtat ntr-o singur direcie este:

( ) ( )

=

=1N

0n

sinsinjkxn

0newW (2.21)

2.2.1. NTRZIEREA PENTRU DIRIJARE I FOCALIZARE

Un fascicul ultrasonic generat de o arie liniar fazat poate fi att focalizat ct i dirijat

(direcionat) prin ntrzierea corespunztoare a semnalelor emise i recepionate. n sistemele radar i sonar este necesar numai dirijarea undelor deoarece intele se afl n regiunea de cmp ndeprtat. (front de und plan) n sistemele ultrasonice nu numai dirijarea dar i focalizarea este cerut, deoarece se lucreaz n regiunea cmpului apropiat n care se propag unde sferice.

Considerm o arie comandat n faz de N elemente, cu distana ntre elemente 2/d = , care trebuie direcionate i focalizate ntr-un punct ( ),r , unde este unghiul de

dirijare a fasciculului iar r este distana. Pentru simplificare alegem originea sistemului de coordonate n centrul ariei comandate n faz cum e artat n figura 2.4.

ntrzierea ntr-un singur sens pentru elementul m este dat de:

( ) c/rr 'nn = (2.22) unde 'nr este distana dintre elementul n i punctul ( ) 1Nn0,,r .

___________________________________________________________________________

30

Figura 2.4:Geometria dirijrii ariei fazate spre un punct de coordonate ( ),r .

Conform legii cosinusului distana dintre punct i elementul m, 'mr , este:

+= sinrx2rxr n22

n'n (2.23)

unde 'mr este poziia elementului n. ntrzierea ntr-un singur sens pentru elementul n poate fi obinut prin substituirea ecuaiei 2.23 n ecuaia 2.22 i astfel vom avea:

( )+= sinrx2rxrc

1n

22nn (2.24)

Se dezvolt funcia n(x) n serie MacLauren: n(xn)= n(0) + n

(0) xn + n(0) xn

2/(2!) +

+=

r

sin2

r

x2

r

sinx2

r

x1

2

1

c

r)x( 2

n

2/1

n2

2n

n'n c

sin)0('n

=

2/3

2n

2n

2/3

n2

2n

2/1

n2

2n

2n''n r

sin

r

x

r

sin2

r

x2

r

sinx2

r

x1

2

1

r

sinx2

r

x1

r

1

c

r)x(

+

+=

rc

cos

r

sin

r

1

c

r)0(

2

2

2

2''n

=

=

i se obine:

fn

sn

22nn

nn rc2

cosx

c

sinx)x( +=

+

= (2.25)

unde sn este ntrzierea de direcionare iar

fn este ntrzierea de focalizare.

c

sinx

c

s nsn

== (2.26)

x

z

(r,)

d xn

element n

r-s

s

rn

___________________________________________________________________________

31

rc2

cosx 22nfn

= (2.27)

Funcia principal a focalizrii este aceea de a mbuntii rezoluia lateral. ntrzierea datorat focalizrii fn este dependent de distana r la punct. Prin urmare focalizarea poate fi fix, dinamic sau compus.

Focalizarea fix sintetizeaz o focalizare doar pentru o anumit raz de aciune R. n acest caz ecuaia 2.27 poate fi rescris ca:

Rc2

cosx 22nfn

=

Un punct de focalizare tipic este situat n mijlocul regiunii de vizualizare. Un fascicul focalizat are diametru minim la distana R. Dincolo de aceast distan ,diametrul lateral al fasciculului crete.

Pentru focalizarea dinamic, ntrzierea de focalizare este ajustat n funcie de raza r. Focalizarea dinamic la recepie este de obicei folosit pentru ca adncimea cmpului s fie extins fr reducerea frecvenei cadrelor. Recepia focalizat dinamic mrete electronic distana focal a fasciculului recepionat funcie de timp. Ecourile returnate de la toate adncimile din interiorul esutului sunt continuu n punctul focal. Focalizarea dinamic poate de asemenea s fie aplicat la transmisia fasciculelor. Se poate arta c rezoluia lateral a imaginilor poate mbuntit i c lobii laterali pot fi suprimai dac focalizarea dinamic este folosit i pentru transmisie i pentru recepie. Focalizarea dinamic n ambele sensuri poate fi folosit numai n vizualizarea prin apertur sintetic. n vizualizarea cu apertura real implementarea focalizrii dinamice la transmisie este impracticabil deoarece ar necesita un timp de achiziie a datelor nelimitat. La majoritatea instrumentelor mai vechi ntrzierea dinamic poate fi selectat la valori discrete i de aceea poate fi obinut doar un set discret de puncte de focalizare. Deoarece numrul de puncte de focalizare este limitat, unda rezultat are unele neregulariti, dar acestea sunt suficient de mici nct practic nu au efect asupra calitii imaginii.

Focalizarea compus este un caz particular al focalizrii dinamice, care folosete un numr mai mic de puncte de focalizare. Aceasta mrete adncimea cmpului prin transmiterea ctorva secvene de pulsuri, fiecare secven fiind focalizat ntr-un punct diferit. Fasciculele cu lungimi focale diferite pot fi transmise numai succesiv. Cel de al doilea fascicul trebuie sa fie transmis dup ce toate ecourile produse de fasciculul anterior se ntorc la traductor. Imaginile obinute prin transmisii cu lungimi focale diferite sunt decupate n jurul zonei focale i montate una dup alta formnd astfel un nou cadru de imagine. Este evident c acest proces crete timpul de formare a cadrului de imagine. Rata cadrelor descrete cu numrul de zone focale. De exemplu, rata cadrelor este Nf pentru o zon focal. Cnd numrul de zone focale crete la patru, rata cadrelor descrete la Nf/4. De aceea, n practic, trebuie avut n vedere un compromis ntre calitatea imaginilor i rata cadrelor.

2.2.2 NTRZIEREA I NSUMAREA LA EMISIE I RECEPIE

Cnd un impuls scurt este transmis de elementul m i semnalul ecou este recepionat de elementul n, cum este artat n figura 2.5, ntrzierea dus-ntors este:

nmn,m += (2.28)

unde (m,n) este o combinaie ntre elementul de transmisie i cel de recepie 1,0 Nnm

iar m i n pot fi obinute din ecuaia (2.25).

___________________________________________________________________________

32

Pentru o arie cu N elemente, semnalul de scanare tip A, ( )taPA este:

( ) ( )

=

=

=1N

0m

1N

0nn,mn,mPA tyta (2.29)

unde ( )ty nm, este semnalul ecou i nmr , este ntrzierea formatorului pentru combinaia (m,n)

dintre elementul de transmisie i cel de recepie dat n ecuaia (2.28). Prima i a doua sum corespund cu sinteza fasciculului transmis i respectiv a celui recepionat. Pentru fiecare punct n planul imaginii, semnalul de scanare tip A poate fi exprimat prin:

( )

=

=

=

1

0

1

0,,

2,

N

m

N

n

nmnm rc

ryra (2.30)

Figura 2.5:Legtura geometric dintre elementele emitor - receptor i punctul de focalizare.

Cnd cmpul de und este o und plan monocromatic cu frecvena temporal , structura fasciculului cu pondere uniform pentru ambele direcii este:

( ) ( )

=

=

+=1N

0m

1N

0n

rrjPA

sn

smeW (2.31)

nlocuind ecuaia 2.26 n ecuaia 2.31, se obine:

( )

=

=

=1N

0m

sinxc

j1N

0n

sinxc

j

PA

mn

eew =

2

sin2

dksin

sin2

Ndksin

(2.32)

Aceast ecuaie este adevrat n cmpul deprtat, sau n regiunea focal a ariei comandate n faz. Cum era de ateptat, structura fasciculului dus-ntors datorat ariei cu ponderare uniform este un sinus cardinal ptratic cu primul lob lateral la 25dB cum e artat n figura 2.6.

x

z

(r,)

xm

element m emitor

rm

rn

xn

element n receptor

___________________________________________________________________________

33

Figura 2.6: Structura fasciculului dus-ntors pentru o arie fazat cu ponderare uniform.

2.2.3 STRUCTURA FASCICULULUI Utiliznd structura fasciculului, se poate analiza ieirea formatoarelor de fascicul pentru undele propagate n orice direcie. Structura fasciculului descrie calitatea acestuia, msurat cel mai adesea prin limea fasciculului i nivelul lobilor laterali. n aceast seciune, se va vedea cum poate fi controlat structura fasciculului prin proiectarea formatorului

Dup cum s-a discutat n seciunea precedent, cnd un sistem liniar dirijeaz pe direcia de propagare perpendicular pe axa ariei, structura fasciculului este:

( )

=

=1N

0n

sinjkxn

newW (2.33)

Structura fasciculului ntr-un singur sens n cmpul deprtat cu pondere uniform este:

( )

=

+

=1N

0n

sinn2

1Njkd

eW ( )

=

=1N

0n

nsinjkdsin

2

1Njkd

ee (2.34)

Folosind egalitatea:

=

=

=

1N

0n2/12/1

2/N2/N

2/1

2/N1Nn

aa

aa

a

a

a1

a1a

Ecuaia 2.34 se reduce la:

( )

=

sin2

dksin

sind2

Nksin

W (2.35)

cnd: msind2

Nk pentru ,...2,1m =

Se observ c egalitatea ( ) 0=W este ndeplinit cnd: = msind2

Nk cu ,...2,1m =

Pentru m=1,avem:

Ndsin

= (2.36)

Ecuaia 2.36 d unghiul primului zero n caracteristica fasciculului format cu o arie comandat n faz cu N elemente. Pentru unghiuri mici avem =sin , astfel:

Ndzero

(2.37)

zero este lobul principal care conine cea mai mare parte din energia transmis sau reflectat.

Limea fasciculului la 3dB, corespunztoare cu poziia unde amplitudinea este jumtate din

___________________________________________________________________________

34

valoarea sa maxim este folosit frecvent pentru msurarea limii fasciculului. Aceasta este aproximativ zero89,0 i definete rezoluia laterala a sistemului.

Structura fasciculului n ambele sensuri se poate gsi prin convoluia ntre aria transmitoare i cea receptoare. n domeniul transformrii Fourier aceasta reprezint multiplicarea caracteristicii fasciculului transmis cu caracteristica fasciculului recepionat. ntruct acelai traductor transmite i recepioneaz ultrasunetul, se realizeaz de fapt convoluia aperturii cu ea nsi i caracteristica fasciculului este astfel ( )2W .

Dac ieirea fiecrui element este eantionat cu frecvena fs = 1/ts atunci ntrzierea n timp discret este:

ss

nnb ct

sinnd

ct

sinxq

=

= (2.38)

i expresia ieirii formatorului devine:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )

=

=

=

=

====1N

0n

1N

0n

qjsnn

1N

0n

tqjsnn

sinxjknn

1N

0nnnn

nbsnb0

n0

etywetywetywtywtz (2.39)

unde = ts =2f/fs este frecvena digital unghiular. Ecuaia precedent poate fi pus n urmtoarea form matriceal:

nbqjexp)n,m(Y)n(w)m(F = (2.40)

unde w este vectorul ponderilor, F(m) vectorul ieire funcie de indexul de timp discret m iar Y(m,n) matricea intrrilor funcie de indexul de timp discret m i indexul elementului curent n. Vectorul ntrzierilor nbqjexp este indexat cu elementul curent n.

Ecuaia (2.40) corespunde cu structura de implementare n timp discret din figura 2.7 i suger