Abrevieri ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………………………….. [614245]

UNIVERSITATEA “POLI TEHNI CA” DIN TIMIȘOARA
FACULTATEA DE ELECT RONICĂ ȘI TELECOMUN ICAȚII

LUCRARE DE DISERTAȚIE

EFECTUL DOPPLER ÎN IMAGISTICA
MEDICALĂ

Absolvent: [anonimizat]:
Prof. dr. ing. Ivan BOGDANOV

TIMIȘOA RA
2017

Cuprins:
Abrevieri ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 1
Cap. 1: Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………. 2
1.1 De la sunet la imagine………………………………………………………………. ………………………….2
1.2 Moduri de sonografie…………………………………………………………………………………………… 3
Cap. 2: Ecograful -Schema Bloc ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 5
2.1 Sonografia Doppler /Efectul Doppler ………………………….. ………………………….. ………………….. 5
2.2 Schema bloc a ecografului ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……. 6
2.2.1 Amplificatorul de zgomot redus …………………………………………… …………………………8
2.2.2 Amplificatorul cu câștig variabil ……………….. ………………………………………………….. .8
2.2.3 Filtru anti -alias și convertor analogic -digital …………………………. ………………………….9
2.3 Moduri de achiziție ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 9
2.3.1 Dispozitive de transmitere digitală ……………………………………….. ………………………..11
2.3.2 Procesarea digitală a semnalelor cu semnal fals ……………………………………………….. 11
2.3.3 Procesarea fluxului de culoare …………………………………………… ………………………….11
2.3.4 Doppler Spectral …………………………………………………………………………………………. 12
2.4 Procesarea afișării ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 12
2.4.1 Doppler Continuu ………………………………………………………………. ………………………..12
Cap. 3: T ransductorii/Sondele ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……… 15
3.1. Structura unui transductor ultrasonic ………………………….. ………………………….. ……………….. 16
3.1.1 Schema bloc tipică pentru un transductor ultrasonic ………………. ………………………..16
3.2. Tipuri de sonde ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………… 17
3.2.1 Sondele 3D ……………………………………………………………. …………………………………….. 19
3.3 Tehnologia 3D sau "matrix" …………………………………………………….. …………………………20
3.3.1 Soluția mecanică ……………………………………………………………… ………………………….21
3.3.2 Matricile împrăștiate ……………………………………………… ………… ………………………….21
3.3.3 Metoda de interconectare ……………………………………………………………………………… 22
3.3.4 Procesarea semnalului ………………………………………. ………………………………………… .25
3.3.4.1 Matricea configurabilă – Configurable array ……………………………………………… 25

3.3.4.2 Formarea fasciculului sub -matriceal – sub array beam forming ……………………28
3.3.4.3 Tehnologii cu întârziere ………………………………………………………………………….. 30
3.3.4.4 Concluzii …………………………………………………………….. ………………………………..34
Cap 4: Concluzii ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 35
Bibliografie ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …… 36

1
ABREVIERI

În acestă lucrare semnificația abrevierilor este următoarea.
LNA – low noise amplifier = amplificatorul de sunete joase
TGC – time gain compensation amplifier = amplifi cator de compesare a timpului câș tigat
ADC – analog -to-digital converters = convertor analog -digital
VGA – variable gain am plifier = amplificator cu câștig variabil
DAC – digital -analog convertor = convertor digital -analog
AAF – anti-alias filter = filtru anti -alias

2
Cap.1:I NTRODUCERE
Aplicaț iile efectulu i doppler in imagistica medicală sunt un subiect de actualitate, și
regăsim efectele acestei modalități î n procedeele cunoscute sub numele de diagnoză prin
sonografie sau ultrasonografie. Aceste procedee se realizeaza cu ajutorul aparatului medical
numit ecograf.
În anul 1842 fizicianul și matematiceanul Christian Doppler a sugerat că frecvenț a
unei unde sonore depinde de viteza sursei. Acest lucru va fi numit mai tarziu ca fiind Efectul
Doppler . În anul 1942 neurologul austriac Karl Theodore Dussik folosește undele ultrasonice
pentru a descoperi o tumoare pe creier astfel devenind pionerul diagnosticului cu ultrasunete.
După aproape un deceniu, în 1951 Douglass How ry realizează primul scaner lini ar cu
ultrasunete. Acesta avea să includă un transductor, amplificator și un ecran pentru afișarea
imaginii.
1.1 De la sunet la imagine
Apariția unei imagini provenite din sunet se face în trei pași: producerea unei unde
sonore, recepționarea ecourilor și interpretarea acestor ecouri.
1) O undă sonoră este produsă deobicei de un transductor piezoelectric aflat într -o
carcasă de plastic. Pulsuri electrice puternice și scurte provenite de la ecograf conduc
transductorul la frecvența dorită. Frecvențele pot fi cuprinse între 1 și 18 MHz. Tehnologiile
transductoriilor vechi foloseau lentile fizice pentru a focusa unda. Cele noi folosesc tehnici de
matrice(phassed array) care activează ecograful pentru a schimba direcția sau adâncimea
undei focusate. Unda sonoră este focusată fie de forma transductorului, sau de forma lentilei
de pe transductor, sau de un set complex de pulsuri provenite de la eco graf, denumirea
acesteia fiind „Beamforming” . Această focusare va produce o formă -arc a undei sonore de la
fața transductorului. Unda pătrunde în corp și se focalizează la o adâncime dorită.
Materialele de pe fața transductorulu i permit ca unda sonoră să f ie trans misă eficient în
corp ( deobicei un înveliș cauciucat, o formă de potrivire a impedanței). Adițional pentru
propagarea bună a undei sonore un gel bazat pe apă este pus între pielea pacientului și sondă.
Unda sonoră este r eflectată parțial din straturile aflate între țesuturi sau împrăștiate
între structurile mici . În mod specific sunetul este reflectat oriunde sunt impedanțe

3
schimbătoare în corp.( ex. Celulele sanguine din plasma sanguină, structuri mici din organe,
etc.). Unele din acestea se reflectă către transductor.
2) Revenirea undei sonore către transductor se face exact prin același proces ca și
transmiterea acesteia, exceptând faptul că se desfășoară în sens invers. Unda sonoră
recepționată va produce o vibrație as upra transductorului, iar acesta va transforma vibrația
într-un puls electric care va fi procesat și transformat de către ecograf într -o imagine digitală
3) Pentru a forma o imagine, ecograful trebuie să determine două lucruri de la fiecare
undă sonoră rec epționată:
a) Timpul necesar undei sonore din momentul în care aceasta a fost transmisă până la
momentul în care este recepționată
b) Cât de puternică a fost unda sonoră
Odată ce aceste două lucruri au fost determinate, ecograful știe care pixel din imag ine
să fie luminat și la ce intensitate.
Imaginile de la ecograf sunt transferate și afișate folosind standardul DICOM.
Deobicei imaginilor ecografice se aplică un timp scurt post procesare.
1.2. Moduri de sonografie
Exista mai multe moduri de scanere:
A-mode : Acesta este cel mai simplu mod. Transductorul va scana o linie prin corp,
undele acestora vor fi afișate pe ecran ca o funcție a amptitudinii.
B-mode sau modul 2D : Este numit B -mode de la „brightness mode”, o sondă lineară
scanează un plan care va putea fi vazut pe ecran ca un plan bidimensional.
M-mode : În Modul M sau „ modul mișcării ”, pulsurile sunt emise într -o succesiune
rapidă de fiecare dată, imaginile fiind luate ca în modul B. Astfel după ceva timp aceasta
înregistrare va fi ca rezultat un video. Întrucât limitele organelor care produc reflexii se mișcă
în raport cu sonda, aceasta poate fi utilizată pentru a determina viteza structurilor specifice ale
organelor .
Doppler Mode : Acest mod va folosi efectul Doppler pentru a măsura și vizualiza
fluxul sanguin.

4
Doppler Color : Informația despre velocitate va fi presentată ca o imagine colorată și
suprapusă peste o imagine din modul B .
Continuous wave Doppler (CW) : Informațiile Doppler sunt eșantionate de -a lungul
unei linii care trece prin corp, ș i toate vitezele detectate în fiecare moment parcurs de unda
sonoră sunt prezentate de -a lungul unei linii temporare.
Pulsed wave Doppler (PW) : Informațiile Doppler sunt prelevate dintr -un mic volum
de mostre (definite în imaginea 2D) și prezentate pe o cronologie (linie temporară) .
Harmonic Mode : În acest mod o frecvență fundamentală penetrantă este emisă în
corp și este detectată o accentuare armonică . Astfel artefactele datorite reverberaților și
aberaților sunt reduse în număr mare. Alții cred că adân cimea penetrării poate fi mărită dacă
este crescută rezoluția laterală.

5

Cap.2:ECOGRAFUL -SCHEMA BLOC

2.1 SONOGRAFIA DOPPLER
Sonografia poate fi înbunătățită cu ajutorul măsurătorilor Doppler, acest lucru
implică apariția efectului Doppler, în special pentru a evalua dacă str ucturile (de obicei
sângele) se deplasează spre sau departe de sonde și viteza relativă a acestora . Efectul Doppler
este modificarea frecvenței sau a lungimii de undă a unei unde sonore pentru un observator
care se deplasează în raport cu sursa sa. În fizica clasică u nde vitezele sursei și ale
receptorului față de mediu sunt mai mici decât viteza undelor în mediu , relația dintre
frecvența observată f și frecvența emisă 𝑓0 este dată de u rmătoarea formulă:
𝑓=(𝑐+𝑣𝑟
𝑐+𝑣𝑠)𝑓0 (1)
Unde: C este viteza undei în mediu
𝑣𝑟 este viteza receptorului față de mediu
𝑣𝑠 este viteza sursei față de mediu
Prin calculul schimbării de frecvență a unui anumit volum de probă, de exemplu,
fluxul într -o arteră sau un jet de flux sanguin peste o supapă de inimă , viteza și direcția sa pot
fi determinate și vizualizate . Informațiile Doppler sunt afișate grafic utilizând Doppler
spectral sau ca o imagine utilizând Doppler color (Doppler direcțional) sau Doppl er de putere
(Doppler non -direcț ional) . Această schimbare Doppler se încadrează în intervalul audibil și
este adesea prezentată folosind difuzoare stereo: acesta produce un su net foarte distinctiv, deși
sintetic este pulsatoriu. Principalele avantaje ale Doppler -ului pulsator pe undă continuă sunt
faptul că se obține informația de distanță (timpul dintre impulsurile transmise și recepționate
poate fi convertit într -o distanță c u cunoașterea vitezei sunetului) și se aplică corecția
câștigului . Terminologia "ultrasunetele Doppler" sau "sonografia Doppler" a fost acceptată
pentru aplicarea atât la sistemele Doppler pulsate, cât și la cele continue, în ciuda
mecanismelor diferite pr in care se măsoară viteza.

6
2.2 SCHEMA BLOC A ECOGRAFULUI
Ecografele medicale se numără printre cele mai sofisticate mașini de procesare a
semnalelor, utilizate astăzi pe scară largă. Ca și în orice mașină complexă, există multe
compromisuri în implementare datorită cerințelor de performanță, a fizicii și a costurilor .
Anumite nivele de cunoștință a sistemului sunt necesare pentru a înțelege pe deplin funcțiile
IC și performanțele dorite, cum ar fi: low-noise amplifier =amplficatorul de sunete joase
(LNA); time gain compensation amplifier =amplificatorul de compesare a timpul ui câștigat
(TGC); and analog -to-digital converters =convertorul analog -digital (ADC ).
În interfețele ecografelor ca și la multe alte sisteme electronice sofisticate, aceste
componente de prelucrare a semnalului analogic sunt elemente cheie în determinarea
performanței totale a sistemului . Este interesant să considerăm că ecografia este în principiu
un sistem radar sau sonar, dar care funcționează la viteze care diferă de acestea prin ordine de
mărime. Un sistem tipic de ultrasunete este aproape identic în concepție cu sistemele radar de
la bordul avioanelor comerciale sau militare . Diferența este că radarul se află în ordinul de
mărimi GHz, sonarul în KHz, iar ecograful în MHz.

Fig. 2.1 Schema bloc a ecografului
Figura 2.1 este reprezentarea de bază a schemei bloc a unui ecograf. În toate aceste
sisteme există un tra nsductor cu mai multe elemente la sfârșitul unui cablu relativ lung
(aproximativ 2 m) . Ace ști transductori conțin de la 42 la 9300 de elemenți, ei reprezentând

7
una din cele mai scumpe componente ale sistemului. Acești transductori sunt încapsulați într –
un material de plastic legate prin fir de ecograf și cunos cute sub denumirea de sonde. Sondele
sunt selectate prin intermediul releelor de înaltă tensiune (HV), care adaugă capacități parazite
mari la cele ale cablului.
Un multiplexor/ demultiplexor HV este utilizat în unele rețele pentru a reduce
complexitatea echipamentelor de transmisie și recepție, dar în detrimentul flexibilității .
Sistemele cele mai flexibile sunt sistemele digitale de f ormare a fasciculului de fază, ele sunt
de asemenea cele mai costisitoare sisteme, datorită necesității unui control electronic complet
al tuturor canalelor . Cu toate acestea, IC -urile de ultimă generație, cum ar fi amplificatorul cu
amplificare variabilă AD8332 (VGA) și convertorul analog -digital (ADC) de 12 biți AD9238,
împing costul pe r canal în mod continuu , astfel încât controlul electronic complet al tuturor
elementelor este introdus chiar și în sistemele cu prinse cu costuri medii și mici .
Pe partea de transmisie (Tx), formatorul de raze Tx determină modelul de întârziere
și șirul de impulsuri care stabilesc punctul focal de transmisie dorit. Ieșirile dispozitivului de
formare a fasciculului sunt apoi amplificate de amplificatoarele de transmisie de înaltă
tensiune care conduc tra nsductoarele . Aceste amplificatoare pot fi controlate de convertoarele
digital -analogice (DAC) pentru a forma impulsurile de transmisie , pentru o livrare mai bună a
energiei la elementele tra nsductorului . În mod obișnuit, se utilizează regiuni (zone) focale
multiple, adică câmpul care trebuie înregistrat este adâncit prin foca lizarea energiei de
transmisie la puncte progresive adânci în corp. Principalul motiv pentru care sunt multiple
zone este acela că energia de transmisie trebuie să fie mai mare pentru punctele care sunt mai
în adânc ime în corp, din cauza atenuării semnalul ui în timp ce acesta se deplasează în corp (și
pe măsură ce se întoarce).
Pe partea de recep ție (Rx), există un comutator T/ R, în general o punte diodă, care
blochează impulsurile Tx de înaltă tensiune . Acesta este urmat de un amplificator cu zgomot
redus (LNA) și unul sau mai multe amplificatoare variabile (VGA), care implementează
compensarea câștigului de timp (TGC) și, uneori, și o ponderează (fereastra spațială pentru a
reduce funcțiile lobului lateril în fascicul) . Controlul timpului de câștig, care asigură un câștig
mai mare pentru semnalele din adânc ime din organism ( prin urmare care ajung mai târziu)
este sub controlul operatorului și folosit pentru a menține uniformitatea imaginii.

8
2.2.1 Amplificatorul de sunete joase (LOW -NOISE AMPLIFIER)

Amplificatorul LNA din receptor trebuie să aibă o performanță excelentă de zgomot
și un câștig suficient . Într-un receptor proiectat corespunzător, LNA va determina în general
performanța de zgomot a receptorului complet . Elementul tra nsductorului este conectat la
LNA printr -un cablu de traductor coaxial relativ lung terminat în impedanță relativ scăzută la
intrarea LNA . Fără terminarea corespunzătoare, capacitatea cablului, combinată cu impedanța
sursei elementului tra nsductorului, poate limita semnific ativ lățimea de bandă a semnalului
recepționat de la un tra nsductor de bandă largă. Terminarea cablului tra nsductorului într -o
impedanță redusă reduce acest efect de filtrare și îmbunătățește semnificativ calitatea
imaginii. Din nefericire, această termina re reduce, de asemenea, nivelul semnalului la intrarea
în LNA și, prin urmare, tinde să reducă sensibilitatea receptorului. În consecință, este
important ca LNA să aibă capacitatea de intrare – activă pentru a furniza terminarea necesară a
impedanței reduse și performanța excelentă a zgomotului necesar în aceste condiții.
2.2.2 Amplificator cu câ știg varia bil( VARIABLE -GAIN AMPLIFIER)
VGA, numit uneori un amplificator de control al amplificării în timp (TGC), asigură
receptorului un interval dinamic suficient pe durata întregului ciclu de recepție . Semnalele cu
ultrasunete se propagă în corp la aproximativ 1540 de metri pe secundă și se atenuează la o
rată de aproximativ 1,4dB / cm -MHz . Imediat după un impuls acustic de transmisie, semnalul
"ecou" pri mit la intrarea LNA poate fi la fel de mare ca 0.5VP -P. Acest semnal se
descompune rapid la suprafața termică a elementului tra nsductorului. Intervalul dinamic
necesar pentru a primi acest semnal este de aproximativ 100dB la 110dB și depășește cu mult
domeniul ADC realist . Ca rezultat, un VGA este folosit pentru a mapa acest semnal în ADC .
Un VGA cu câștiguri de aproximativ 30dB până la 40dB este necesar pentru a mapa semnalul
recepționat într -un ADC tipic pe 12 biți utilizat în această aplicație. Câști gul este rampat în
funcție de timp (adică, "controlul câștigului de timp") pentru a realiza această mapare
dinamică a intervalului.
Gama dinamică instantanee a unui receptor cu ultrasunete este, de asemenea, foarte
importantă; Afectează calitatea imaginii 2D și capacitatea sistemului de a detecta deplasările
Doppler și, prin urmare, mișcarea sângelui sau a țesuturilor. Acest lucru este valabil mai ales
în imagistica secu ndară -armonică, unde semnalele armonice secundare de interes pot fi
semnificativ mai mi ci decât semnalele de la transmisia fundamentală. De asemenea, cazul din

9
modurile Doppler în care semnalele Doppler mici pot fi localizate în limita de 1kHz sau mai
puțin de semnale foarte mari din pereții de țesut sau de vas . Ca urmare, atât SNR -ul în bandă
largă, cât și SNR -ul transportor este de interes primordial și este adesea limitată de această
etapă a receptorului.
2.2.3 Filtru anti -alias (AAF) și convertorul analogic -digital ( ADC )
Filtrul AAF din lanțul de primire păstrează zgomotul de înaltă frecvență și
semnalele străine care depășesc frecvențele normale maxime ale imaginii de la a fi aliate
înapoi la benzile de bază de către ADC. De multe ori este prevăzut un design AAF reglabil.
Pentru a evita aliniamentul și pentru a păstra răspunsu l temporal al semnalului, filtrul însuși
trebuie să atenueze semnalele dincolo de prima zonă Nyquist . Din acest motiv, sunt utilizate
filtre Butterworth sau chiar Bessel .
ADC -ul folosit în această aplicație este de obicei un dispozitiv pe 12 biți care
rulează de la 40Msps la 60Mps . Acest convertor oferă instantaneu intervalul dinamic necesar
atât din punct de vedere al puterii cât și al costului. Într-un receptor proiectat corespunzător,
acest ADC ar trebui să limiteze SNR -ul instantaneu al receptorului. După cum am menționat
anterior, limitările în VGA -urile cu performanțe slabe , de multe ori limitează performanța
receptorului SNR.
După amplificare, se realizează formarea fasciculului, implementată în formă
analogică (ABF) sau digitală (DBF ). Este în mare parte digitală în sistemele moderne, cu
excepția procesării Doppler cu undă continuă (CW), a cărui rază dinamică este încă prea mare
pentru a fi procesată prin același canal ca și imaginea . În cele din urmă, fasciculele Rx sunt
procesate pe ntru a afișa fie o imagine în tonuri de gri , o suprapunere ColorF low pe imaginea
2D sau o afișare Doppler.
2.3 MODURI DE ACHIZIȚIE
Există trei moduri principale de achiziție cu ultrasunete: modul B (imagistică la
tonuri de gri ; 2D); Modul F (imagistică Colorfl ow sau Doppler; flux sanguin); ș i modul D
(Doppler spectral). Modul B cr ează imaginea tradițională în nuanțe de gri; Modul F este o
suprapunere de culoare pe afișajul modului B care arată fluxul sanguin, iar modul D este
afișajul Doppler care poate arăta vitez a fluxului sanguin și frecvența lor .

10
Frecvențele folosite în ecografia medicală sunt cuprinse între un interval de 1MHz și
40MHz. Cele mai des întâlnite frecvențe sunt cuprinse între 1MHz și 15MHz. În principiu
frecvențele mai mari sunt cele mai dorite datorită rezoluției înalte care o oferă, dar atenuarea
țesuturilor limitează cât de înaltă poate fi frecvența pentru o anumită distanță de penetrare . Cu
toate acestea, nu se poate mări în mod arbitrar frecvența ultrasunetelor pentru a obține o
rezoluție mai bună, deoarece semnalul are o atenuar e de aproximativ 1 dB /cm/MHz ; ex.
Pentru un semnal de ultrasunete de 10 MHz și o adâncime de penetrare de 5 cm, semnalul de
declanșare a fost atenuat de 5 × 2 × 10 = 100 dB ; Pentru a gestiona un interval dinamic
instantaneu de aproximativ 60 dB în orice loc ație, intervalul dinamic necesar ar fi de 160 dB
(un interval dinamic de tensiune de 100 milioane la 1) ; Zonele dinamice de această
magnitudine nu sunt direct realizabile; Prin urmare, trebuie schimbată fie adâncimea de
penetrare (limitată de reglementările de siguranță datorită puterii maxime de transmisie care
este permisă), fie rezoluția imaginii (utilizând o frecvență ultrasonică inferioară) . Domeniul
mare dinamic al semnalelor recepționate reprezintă cea mai gravă provocare . Circuitul
frontal(interfața ) trebuie să aibă simultan un zgomot foarte mic și o capacitate mare de
manipulare a semnalelor. Deblocarea și pierderea directă a cablurilor se adaugă direct la
figura de zgomot a sistemului. De exemplu, dacă pierderea cablului la o anumită f recvență
este de 2 dB, atunci NF este degradată cu 2 dB . Un mod de a rezolva această problemă este
amplasarea unui amplificator în carcasa transductorului. De asemenea, nevoia de protecție
împotriva impulsurilor de transmisie de înaltă tensiune face ca o astfel de soluție să fie dificil
de implementat .
O altă provocare este nepotrivirea mare a impedanței acustice între elementele
transductorului și corp. Amortizarea impedanței acustice necesită straturi potrivite (analogice
cu circuitele RF compatibile c u impedanța electrică) pentru a transmite energia în mod
eficient. Aceasta constă, în mod normal, dintr -o pereche de straturi potrivite în fața
elementelor tra nsductorului din carcasă, urmate de o lentilă, urmată de un gel de cuplare.
Gelul stabilește un bun contact acustic cu corpul, deoarece aerul este un reflector acustic
foarte bun.
O altă problemă importantă pentru circuitul de recepție este recuperarea rapidă a
supraîncăr cării. Chiar dacă comutatorul T /R ar trebui să protejeze receptorul de impulsuri
mari, dar o mică scurgere din aceste impulsuri pe întrerupătoare pot fi suficiente pentru a
supraîncărca circuitul frontal. Recuperarea slabă a supraîncărcării va face receptorul "orb"

11
până la recuperare, cu un impact direct asupra cât de aproape de supra fața pielii poate fi
generată o imagine
2.3.1 Dispozitive de transmitere digitala (Digital Beamformers)
Semnalele de ieșire ale ADC -ului sunt în mod obișnuit direcționate către
receptoarele digitale de recepție prin intermediul unei interfețe seriale LVD S de mare viteză.
Această abordare reduce complexitatea plăcii PC (PCB) și numărul de pini de interfață .
Dispozitivul de formare a fasciculului conține filtre digitale low -pass sau band -pass care
măresc rata de eșantionare eficientă cu până la 4x pentru a îmbunătăți rezoluția sistemului de
formare a fasciculului. Aceste semnale convertite sunt stocate în memorie și întârziate
corespunzător și apoi sunt însumate de un calculator cu coeficient de întârziere pentru a obține
focalizarea corespunzătoare. Semnale le sunt ponderate corespunzător, folosind un calculator
de apodizare (ponderare) înainte de însumare. Acest pas afișează în mod corespunzător
diafragma de recepție pentru a reduce interferența lobului lateral al fasciculului de recepție și
pentru a îmbunătăți calitatea imaginii.
2.3.2 Procesarea digitală a semnalelor cu semnal fals (Beamformed Digital –
Signal Processing )
Recepționate, semnalele , sunt prelucrate pentru ieșirea vizuală și audio utilizând o
gamă largă de soluții informatice DSP și PC -uri. Acest proces poate fi separat în procesarea
imaginilor prin modul B sau 2D, iar procesarea Doppler asociată cu generarea imaginii cu
flux de culoare și cu procesarea spectrală PWD și Doppler cu undă continuă (CWD).
În procesarea prin modul B, semnalul digital format din fascicul RF este filtrat și
detectat corespunzăto r. Semnalul detectat are un domeniu dinamic extrem de larg, pe care
procesorul B -mode trebuie să îl comprim e digital în intervalul dinamic vizibil disponibil
pentru afișaj.
2.3.3 Procesarea fluxului de culoare(Color -Flow Processing)
În procesul de prelucrare a fluxului de culoare, datele digitale cu raze RF sunt
amestecate digital utilizând oscilatoarele locale (LOs) la frecvența de transmisie pentru a face
amestecarea complexă în semnalele de bandă de bază I și Q. Drept urmare, fiecare eșantion al
liniei de recepție acustică are valori asociate de magnitudine și fază atribuite. În procesul de
prelucrare a fluxului de culoare, linii acustice de 8 până la 16 sunt colectate în mod obișnuit

12
de-a lungul aceleiași linii de traiectorie pentru a măsura modi ficările Doppler. Reflecțiile din
fluxul sanguin în mișcare sau din țesutul în mișcare de -a lungul acelei căi de imagine vor crea
o deplasare Doppler și, prin urma re, vor schimba faza probelor I/ Q de bandă de bază în cazul
în care a avut loc această schimb are. Procesorul de culoare determină schimbarea medie a
fazei în funcție de timp pentru fiecare punct de -a lungul acelei căi de imagine pe liniile de la 8
la 16; Procesorul atribuie de asemenea o culoare pentru a reprezenta acea viteză medie. În
acest fel, se poate realiza o reprezentare color -bidimensională a mișcării sângelui sau a
țesutului .
2.3.4 Doppler Spectral
În procesarea spectrală, semnalele digitale f ormate în fascicul sunt filtrate digital,
amestecate cu banda de bază prin utilizarea oscilatoa relor locale cu cadran (LOs) la frecvența
de transmisie și apoi eșantionate la frecvența de repetare a impulsului de transmisie (PRF). O
transformare Fourier complexă și rapidă (FFT) este utilizată pentru a genera un spectru de
ieșire reprezentând conținut ul de viteză al semnalului. Mărimea semnalului pentru fiecare coș
de ieșire FFT este calculată și comprimată pentru a optimiza intervalul dinamic al afișajului
disponibil. Mărimea semnalului este în cele din urmă afișată în funcție de timp pe ecranul cu
ultrasunete.
Cu CWD semnalul este procesat în același mod. Pe lângă procesarea acestor
semnale pentru afișare, procesorul spectral generează de asemenea semnale audio stereo
stânga și dreapta care reprezintă viteze pozitive și negative. Un DAC convertește aceste
semnale care sunt utilizate pentru a conduce sunetul la difuzoare externe și căști.
2.4 PROCESAREA AFIȘĂRII
Procesorul de afișare efectuează calculele necesare pentru a cartograf ia datele de
coordonate polare. Această procesare este în general menționată ca fiind conversia R-θ.
Procesorul de afișare efectuează, de asemenea, alte funcții de filtrare a îmbunătățirii imaginii
spațiale.
2.4.1 Continous Wave Doppler
CWD este o modalitate disponibilă în majoritatea sistemelor de imagini cu
ultrasunete cardiace și de uz general și este utilizată pentru a măsura cu precizie fluxurile de
sânge cu viteză mai mare, aflate în mod obișnuit în inimă. În modul CWD, elementele

13
disponibile ale transductor ului ecografului sunt împărțite în ju mătăți egale în jurul centrului
deschiderii tra nsductorului . Jumătate din elemente sunt utilizate ca transmițătoare pentru a
produce un fascicul de transmisie acustică concentrat CWD; Cealaltă jumătate a elementelor
servesc ca receptoare pentru a produce u n fascicul de primire concentrat. Semnalele aplicate
elementelor de transmisie sunt unde la frecvența Doppler de interes, de obicei de la 1MHz la
7.5MHz. Viteza de transmisie trebuie minimizată pentru a evita generarea zgomotului de fază
care poate afecta negativ detectarea de deplasare în fază Doppler. Faza de transmisie este
focalizată prin trecerea corectă a semnalelor aplicate elementelor de transmisie. În mod
similar, semnalele CWD recepționate sunt focalizate prin trecerea și însumarea semnalelor de
la fiecare element de recepție. Deoarece transmițătorii sunt conectați simultan cu
receptoarele , în acest mod, semnalele Doppler de in teres sunt de obicei în câteva KHz dintr –
un semnal de primire foarte mare, care este generat de reflexiile din țesutul staționar la
transmisia fundamentală. Intervalul dinamic necesar pentru a gestiona acest semnal mare
depășește cu mult domeniul VGA, AAF și ADC pe 12 biți în calea de prim ire a imaginii. Ca
urmare, este necesară o soluție alternativă de primire dinamică pentru CWD.
Receptoarele CWD sunt de obicei implementate într -unul din două moduri. Într -o
metodă, sistemele de ultrasunete de înaltă performanță extrag de obicei un semnal CWD
recepționat la ieșirea LNA. Mixerele complexe, la o frecvență LO egală cu frecvența de
transmisie, sunt apoi folosite pentru a formaliza semnalele și a le amesteca cu banda de bază
pentru prelucrare. Faza LO poate fi ajustată pe canal -cu-canal pentru a transfera faza
semnalului CWD recepționat. Ieșirea acestor a este însumată, banda de bază este filtrată și
transformat ă de un ADC . Semnalul format din fascicul ul de bandă rezultat este în domeniul
audio (100 Hz până la 50 kHz). Conductoarele ADC cu frecvență audio sunt utilizate pentru a
digitaliza semnalele CWD, I și Q. Aceste ADC -uri au nevoie de o gamă dinamică
semnificativă pentru a trata atât semnalele Doppler de frecvență joasă de la țesutul în mișcare
cât și semnalele mai mici din sânge. Ceala ltă metodă de recepționare a unui semnal CWD
utilizează linii de întârziere și este, de obicei, utilizată în sisteme cu costuri reduse. În această
implementare semnalele sunt extrase din nou la ieșirea LNA și transformate în semnale
curente.
Cealaltă metod ă de recepționare a unui semnal CWD utilizează linii de întârziere și
este, de obicei, utilizată în sisteme cu costuri reduse. În această implementare semnalele sunt
extrase din nou la ieșirea LNA și transformate în semnale curente. Liniile de întârziere s unt
utilizate pentru întârzierea și însumarea acestor semnale într -un semnal unic în formă de

14
fascicul la frecvența RF. Acest semnal este apoi amestecat cu ba nda de bază folosind un
mixer I /Q cu un LO la frecvența de transmisie. Semnalul audio de bandă de bază rezultat este
filtrat și transformat într -o reprezentare digitală .

15
Cap.3 TRANSDUCTORII/SONDELE

Undele ultrasonice detectează un obiect în același mod ca ș i radarul. S istemul
ultrasonic (ecograful) utilizează undele sonore, iar r adarul utilizează unde le radio. Când
semnalul pulsului cu ultrasunete este direcționat către un obiect, acesta este reflectat de obiect,
iar ecourile se întorc către expeditor. Timpul parcurs de pulsul ultrasonic se calculează și se
găsește distanța obiectului.
Trebuie ținut cont de câteva aspect e în momentul construirii unui transductor:
a) Viteza schimbărilor de sunet datorită variației temperaturii aerului. Un senzor de
temperatură integrat este utilizat pentru a compensa schimbările în viteza de
zgomot datorată variațiilor de temperatură.(în cazul transductorilor ecografelor se
folosește g elul de contact pentru ca undele să călătorească cât mai bine)
b) Există ecouri de interferență dezvoltate de margini, îmbinări sudate etc. Acest
lucru este rezolvat de software -ul transmițătorului și se numește suprimarea
ecoului de interferență.
c) Calibrarea transmițătorului este crucială. Precizia măsurării depinde de precizia
calibrării. Distanța de gol "A" și intervalul de măsurare "D" trebuie verificate
corect pentru includerea în etalonarea emițătorului.
d) Caracteristicile tranzitorii ale senzorului vor dez volta o distanță de blocare așa cum
este arătat în figura 2. Spanul "D" nu trebuie să se extindă până la distanța de
blocare.

16
3.1 STRUCTURA DE BAZĂ UNUI TRANSDUCTOR ULTRASONIC

Fig. 3.1 Schema generală a unui transductor

Senzorul ultrasonic este inima instrumentului de transmisie cu ultrasunete. Acest
senzor va traduce energia electrică în unde de ultrasunete. Cristale le piezoelectrice sunt
utilizate pentru acest proces de conversie. Acestea vor oscila la frecvenț e înalte când se aplică
energia electrică. Reversul este de asemenea valabil . Aceste cristale piezoelectrice vor genera
semnale electrice la primirea ecografiei. Acești senzori sunt capabili să trimită o undă
ultrasonic ă și să primească ecoul dezvoltat de obiect (organ) . Ecoul est e transformat în energie
electrică pentru procesarea ulterioară de către circuitul de comandă.

3.1.1 Schema bloc tipică pentru un transductor ultrasonic

Fig.3.2 Schema bloc a unui transductor

17

Un circuit de control bazat pe micro -controler monitorizează toate activitățile
transmițătorului de nivel ultrasonic. Există două circuite de transmisie a impulsurilor, una
pentru impulsul emițătorului, iar cealaltă pentru impulsul receptorului. Impulsul generat de
impulsul emițătorului este transformat în impulsur i cu ultrasunete de către senzorul cu
ultrasunete (trans mițător) și orientat spre organ .
Acest puls de ultrasunete este reflectat înapoi ca un impuls de ecou la senzorul cu
ultrasunete (receptor). Receptorul convertește acest impuls ultrasonic la un impuls electric
prin intermediul generatorului de impulsuri. Timpul scurs sau timpul de reflexie este măsurat
de contor. Acest timp scurs are legătură cu nivelul de măsurat. Acest timp scurs este convertit
la nivel de circuitul de control. Există un circuit gene rator de timp care se utilizează pentru a
sincroniza toate funcțiile în sistemul de măsurare a nivelului ultrasonic.
3.2 TIPURI DE SONDE
Există 5 tipuri de sonde: liniară, convexă, sectorială, transesofagiană și transvaginală.
Acestea la rândul lor sunt î mpărțite în două mari categorii: sonde 2D și sonde 3D.
1. Liniară 2D , aceste sonde se găsesc cu o frecvență cuprinsă între 2.5MHz și
12MHz , cele mai folosite frecvențe fiind cuprinse între 5 -7,5MHz .

Fig.3.3 Forma și modul de scanare a unei sonde liniare

Amprentă largă și păstr ează același câmp de vedere în adâncime .
Folosit ă în aplicațiile vasculare, mamamare și tiroidă

18
2. Convexă 2D, are o frecvență cuprinsă între 2MHz și 7.5MHz. Sunt folosite în
aplicațiile abdominale și transvaginale .
Amprenta largă, câmpul de vedere va fi împărțit în adâncime .

Fig.3.3 Forma și modul de scanare a unei sonde convexe

3. Sonda sectorială fiind folosită în cele mai multe cazuri în aplicațiile cardiologice
are o frecvență similară cu cea convexă. Amprenta este mică, iar câmpul de vedere
va fi răspândit pe o scară largă la o adâncime mare.

Fig.3.4 Forma și modul de scanare a unei sonde sectoriale

4. Sonda transvagi nală și sonda transesofagiană, sunt sonde cu pătrundere invazivă.
Sunt folosite pentru a obține o imagine mult mai clară a organelor(ex. Pereții
inimi, pereții vaginali, ovarele, tiroida, etc.) Acest e sonde se găsesc deobicei cu o
frecvență cuprinsă între 2MHz și 22MHz.

Fig.3.5 Forma și modul de scanare a unei sonde transesofagiene/transvaginale

19

A) Măsurarea distanței.
B) scanarea modului B prin rotație mecanică.

3.2.1 Sondele 3D
Fiecare dintre sonde le prezentate mai sus se regasește și sub forma volumetrică acestea
permit achiziția unor imagini 3D, iar cu ajutorul unor softuri acestea pot reproduce imagini
4D.
1. Sonda liniară 3D, cu o frecvență cuprinsă între 7.5MHz și 13MHz și cu aplicații în
aceleași domenii ca și cea normală. Avantajul acestei sonde față de cea 2D, se
poate observa și în imagine, este da torat faptului că sonda are o amprentă mult mai
mare care va oferi un câmp vizual mărit și mult mai detaliat .

Fig.3.6 Forma și modul de scanare a unei sonde liniare 3D

2. Sonda convexă 3D benefică în special în investigațiile abdominale permit
identificarea unor malformații în cazul fătului unor femei însărcinate. Frecvența
este cuprinsă între 3,5MHz și 6,5MHz.

Fig.3.7 Forma și modul de scanare a unei sonde convexe 3D

20

3. Sonda transviginală 3D este folosită în special în investigațiile în care se vor folosi
substanțe de contrast. Frecvența este de 6MHz.

Fig.3.8 Forma și modul de scanare a unei sonde transvaginale 3D

3.3 TEHNOLOGIA 3D sau TEHNOLOGIA „Matrix”
Această tehnologie vine cu un număr foarte mare de elemente al sondelor, sonda X6 -1
a celor de la Philips are mai exact 9212. De ce așa de multe ele mente? Avem nevoie de
acestea pentru a crea o imagine 3D și permite sondei de a focaliza întreg câmpul vizual.
Pentru a înțelege mai bine putem compara o sondă normala 2D cu cea matrix.
O sondă unidimensională are o deschidere și o lentilă fixă, vrem să afișăm o imagine a
unui singur plan, dar deschiderea lentilelor oferă o imagine cu un model al fasciculului, avem
o focalizare bună pe o distanță limitată, cu un cluster , efect sonor prin suprapunerea mai
multor tonuri și semitonuri sau numai semitonuri și o obscuritate mărită .
În noiembrie 2002 , Philips a introdus o matrice 3 D (Traductorul X4 xMatrix) și
sistemul (SONOS 7500) care a produs imagini 3D de înaltă calitate redate la o rată a cadrelor
mai mare de 20Hz. Acest tra nsductor are o schemă de intercon ectare care conectează
aproximativ 3000 de elemente acustice la ASICs în mânerul tra nsductorului . ASICs
procesează semnalele acustice rezultate care le coboară în jos până la un semnal gestionabil
de 128 pentru a fi procesate ulterior printr -un sistem stan dard de ultrasunete. Două metode s –
au încercat pentru a produce imagini 3D în ecografie, dar succesul a fost unul limitat.
1. Rețelele în fază 1D au fost mutate mecanic pentru a mătură imaginea electronică
2D într -o imagine de volum 3D .
2. Elementele piezoelectrice au fost distribuite dezordonat în transductorii 2D și
folosiți electronic pentru a obține o imagine 3D.

21
Calitatea imaginilor asociate acestor două metode a împiedicat acceptarea clinică a
imaginilor 3D .
3.3.1 Soluția mecanică
Metodele mai vechi de mișcare mecanică a unui tra nsductor au fost lente și nu au avut
rezoluția temporală necesară pentru a capta mișcarea cardiacă. O achiziție tipică a durat un
minut. Pentru a reduce artefactele asociate cu mișcarea respiratorie și cardi acă, s -au folosit
procese asociate determinării ciclurilor respiratorii și a EKG -ului. Chiar și folosind aceste
procedee, artefactele au fost destul de numeroase.
S-au dezvoltat soluții mecanice mai rapide care mută senzorul acustic mai rapid. Cu
toate acestea, deoarece senzorul din cadrul acestor traductoare este o matrice 1D, nu poate
focaliza dinamic sau să formeze raze de recepție simultane în altitudine . Această lipsă de
procesare paralelă în dimensiunea elevației limitează ratele realizabi le ale cadrelor la o rată cu
mult sub cea realizabilă utilizând o matrice 2D. În plus, mișcarea rapidă a senzorului limitează
calitatea fluxului de culoare .
3.3.2 Matricile „Împrăștiate”
Matricile 2D împrăștiate au fost folosite pentru a achiziționa „rea l-time” (20Hz)
cadre le care elimină mișcarea artefacte lor asociate abordării mecanice . Ratele cadre lor sunt
ridicate prin primirea electronică a datelor din mai multe puncte de imagine din volumul 3D
simultan . Această simultaneitate este deseori numită "procesare paralelă". În timp ce
abordarea mecanică a fost limitată l a procesarea paralelă în cadrul unei dimensiune, matricel e
electronice 2D pot fi procesate paralel pe 2 dimensiuni atingând o rata a cadrelor
mult mai mare . Pentru a menține electronice le rezonabile în mărime și putere, se utilizează
doar o mică parte din elementele piezoelectrice . Acest număr mic de elemente împiedică
matricea să producă presiuni acustice ridicate necesare imaginii armonice. Sensibilitatea este
slabă datorită numărului mi c de elemente de primire. Profilul fasciculului acustic produs de
matricele împrăștiate , suferă artefacte laterale numeroase de la lipsa datelor de deschidere,
rezultând o rezoluție scăzută a contrastului și "dezordine" în imaginea camerelor cardiace.
Pentru a atinge presiuni mari și pentru a elimina "dezordinea" este nevoie de o matrice 2D
complet eșantionată unde toate elementele sunt procesate electronic. Din păcate, această
matrice complet eșantionată ar necesita un diametru de cablu de interconecta re inacceptabil de

22
mare, electronice prea mari pentru o cameră de imagistică , prea multă energie electrică și preț
inacceptabil folosind tehnologia tradițională.
Pentru a menține diametru cablului traductorului mic, este necesar ca electronica să fie
plasa tă în capul tra nsductorului. Este necesară o nouă schemă de interconectare pentru a
conecta o matrice de aproximativ 3000 de elemente piezoelectrice la circuite integrate
personalizate din capul tra nsductorului, menținând dimensiunea capului acestuia practică
pentru scanarea de rutină. Procesarea semnalelor în cadrul acestor circuite integrate se va face
sub forma unei metode de "pâlnie " aproximativ 3000 de semnalele vor trece în 128 de canale
ale unui sistem standard de ultrasunete.
3.3.3 Metoda de interconectare
O metodă care a fost construit ă pentru a forma interconexiunile necesare a fost o
variantă a blocului dezvoltat de Greenstein . Concepția originală a lui Greenstein a constat în
straturi alternante de straturi de conductori metalici de grosim e de 50μm și distanțieri de
grosime de 250μm. Straturile subțiri ale conductorului metalic au fost gravate din foi metalice
cu un model de fire paralele de aproximativ 50μm lățime, 15mm lungime pe un pas de
300μm. Straturile distanțiere lor alternante au se parat straturile conductoarelor pentru a asigura
un pas de sârmă la fir de 300 μm în direcția perpendiculară pe pasul stabilit de modelul
gravat . Acest ansamblu laminat multistrat a fost încapsulat într -un material epoxidic încărcat.
Încărcarea a furnizat impedanța acustică dorită și atenuarea. Acest epoxid încărcat umple
spațiul dintre cabluri. Structura suportului exterior a fost prelucrată.
Grămada acustic ă a fost atașat ă la un capăt al blocului de sârmă, astfel încât atunci
când stiva a fost împărțită în două direcții, producând o matrice de poli, un fir va fi atașat la
baza fiecărui pol. Circuitele electrice pentru alimentarea teancului acustic urmau să fie
conectate la capătul opus al firelor de pe bloc.
Pentru a faci lita conectarea mai multor ASICs la bloc și pentru a asigura o distanță
diferită a sârmei la sârmă pentru senzor față de cea pentru conexiunea ASIC, s-a modificat
designul lui Greenstein cu un model diferit. Din nou, grosimea stratului metalic gravat este de
50μm. Înălțimea firului a fost de 250μm. Firele au fost modelate astfel încât să părăsească
partea laterală a blocului, mai degrabă decât cea din spate(figura 3.9) . Aducerea firelor pe
partea laterală a blocului în comparație cu spatele permite o suprafață mai mare pe care să se
atașeze ASICs . Modelul și înălțimea conductorilor de pe laturi ar putea fi potrivite cu cerințele

23
ASIC, în loc să forțeze modelul ASIC pentru a se potrivi cu senzorul. Distanțierele au o
grosime de 200 μm, asigurând o înălțime de sârmă de 250 μm în ambele direcți i pe fața
senzorului a blocului de interconexiune (fig. 3.10 ). Această structură multi -strat este
încapsulată în epoxidul încărcat într -o manieră similară cu dispozitivul menționat anterior.
Înainte de întărirea epoxidică se aplică tensiune la firele din bl oc. Tensiunea asigură că firele
vor fi drepte, iar firele adiacente nu vor fi scurte. După întărire, structura de susținere
exterioară este prelucrată. Plăcile laterale de alamă sunt atașate și găurile cu filet adăugate la
plăcile laterale. Aceste plăci la terale asigură o conexiune la sol și o structură de susținere
pentru blocul de interconexiune din interiorul tra nsductorului. (Fig.3.11)

Fig.3.9 Partea gravată utilizată pentru cablarea în blocul de interconexiune

Fig.3.10 Partea etanșată folosită pentru distanțiere în blocul de interconexiune între
straturile conductoare ale blocului de interconexiune .

24

Fig.3 .11 Blocul de interconectare: senzorul este conectat la plăcuțele electrice de sus (cu fața
spre dreapta). ASIC -urile sunt conectate la plăcuțele electrice de pe partea laterală (spre
stânga)
Apoi, suprafața de montare a senzorului are un strat de aur s tropit aplicat. Plăcile de
conectare ASIC sunt apoi electro -placate, cu aur folosind suprafața superioară a aurului
pulverizat ca o bară de scurtcircuit care leagă plăcile de conectare ASIC. Decuparea ulterioară
a matricei acustice servește la îndepărtarea panta lonilor scurți între elementele adiacente.
Aurul permite o conexiune robustă între teancul acustic și firele din blocul de interconexiune.
Ca o alternativă la utilizarea pieselor metalice gravate pentru cablare, se pot folosi plăci PC
sau circuite flexibil e. Cu toate acestea, aceste alte soluții compromit impedanța acustică dorită
și atenuarea necesare în spatele stivei acustice.
Sunt două posibilități pentru a conecta ASIC -urile la bloc:
1) Atașamentul Bare Die: Acesta poate fi atașat direct la bloc utilizând legăturile de
sârmă (fie lipirea cu guler de aluminiu sau lipirea mingii de aur), flip chip (polimer,
aur sau sudare ) sau l egarea TAB.
Această abordare constrânge designul ASIC pentru a avea o grosime a plăcii de l ipire
adaptată blocului. Lucrul cu matrița goală necesită un mediu de producție special.
Reparația este dificilă.
2) Abordarea MCM:În această abordare, ASICS -urile sunt plasate pe un ansamblu multi –
chip-modul (MCM). Acest modul poate fi ceramic, laminat sau f ilm subțire. MCM

25
este apoi conectat la bloc folosind conductori din axa z, bobine de lipire sau polimer.
Această metodă este preferată deoarece are cel mai puține constrângeri pe ambalajul
ASIC. ASICs poate fi în pachete standard (u BGA, QFP …) și testat pe deplin . MCM
poate fi testat complet înainte de asamblare.
3.3.4 Procesarea semnalului
Există două moduri pentru a realiza modul de pâlnie a supra numărului mare de semnale
care vor fi trecute în 128 de canale ale sistem ului: metoda "Configurable array" și metoda
"Sub Array Beam forming".
3.3.4.1 Configurable array -Matricea configurabilă
În această abordare, fiecare element are comutatoare analogice programabile de înaltă
tensiune care pot scurta elementul la unul dintre vecinii săi așa cum este arătat în figura 3.12.
Abilitatea de a se muta la un vecin lateral este o cerință minimă. O per formanță mai bună este
obținută dacă comutatoarele suplimentare permit scurtarea între vecinii diagonali. Numai
unele elemente, reprezentate de pătratele solide din figura 3.12, sunt conectate la canalele
sistemului urmând un cablu și un sistem standard de 128 de canale care urmează a fi utilizate.
Modelul elementelor conectate la canalele sistemului este ales pentru a minimiza distanța
dintre un element și un canal de sistem.

Fig.3.12 Elemente dintr -o matrice configurabilă cu comutatoare între vecini. Plăcuțele
solide sunt conectate electric la canalele sistemului .

26
Prin configurarea comutatoarelor la scurtcircuit de -a lungul oricărei direcții date, se p oate
forma electric o matrice 1 D orientată în direcția dorită. Sistemul formează apoi o felie de
imagine în această direcție ca și cum matricea ar fi o adevărată matrice 1D. Prin schimbarea
orientărilor comutatorului, un volum 3D poate fi eliminat.

Fig. 3.13: Matrice configurabilă confi gurată ca o matrice standard 1D

Fig.3.14: Matrice configurabilă configurată pentru a imagina un plan orientat în direcția
de evoluție

27
Figura 3.13 prezintă modelul de întrerupătoare închise pentru a forma o matrice standard
1D care crează un plan lateral standard. Figura 3.14 prezintă un model de comutare pentru a
imagina un plan de elevație. Figura 3.15 prezintă un model care direcționează planul imagistic
cu 45 de grade . În acest caz, întrerupătoarele diagonale ar fi mai eficiente. Figur a 3.16 arată
modul în care comutatoarele pot fi configurate pentru a forma o focalizare strânsă. În general,
orice contur de întârziere poate fi programat în întreaga matrice. Controlul de înălțime
(procesare paralelă sau focalizare dinamică) poate fi real izat prin programarea comutatoarelor
pentru a defini o matrice de 1.5D. Controlul de înălțime (procesare paralelă sau focalizare
dinamică) poate fi realizat prin programarea comutatoarelor pentru a defini o matrice de 1.5D.

Fig.3.15 : Matrice configurabilă, configurată pentru a imagina un plan orientat la 45 de
grade față de planul standard de imagistică 1D

Fig.3.16: Matrice configurabilă , configurată pentru o focalizare superficială

28
Frumusețea acestei matrice configurabile este că sistemul transmite în ea și primește de la
ea ca și cum ar fi o matrice standard 1D. De asemenea, circuitul din cadrul tra nsductorului
este extrem de simplu. Designul necesită întrerupătoare analogice de înaltă calitate pentru a
minimiza degradarea semnal ului atunci când trece prin mai multe întrerupătoare în serie.
3.3.4.2 Formarea fasciculului sub -matriceal – Sub-Array Beam Forming
Pentru a înțelege modul în care funcționează procesarea sub array, este mai întâi
necesar să înțelegem cum funcționează formarea fasciculului de recepție într -un sistem
tradițional de tablouri fazate, cum ar fi sistemul SONOS 5500. Figura 3.17 prezintă un astfel
de sistem.

Fig. 3.17 : Formarea fasciculului de recepție a unui tra nsductor digital cu ultrasunete
cu 128 canale, cum ar fi Sonos 5500.
La recepție, semnalele de elemente sunt amplificate, filtrate ș i digitizate de un
convertor A /D. Semnalele digitale rezultate sunt întârziate folosind memoria digitală și se
însumă împreună pentru a forma un profil de sensibil itate la recepție acustică focalizat la orice
punct dorit din planul imagistic. Această cale de recepție poate fi multiplexată în timp
utilizând o rată de ceas care este un multi plu al ratei de eșantionare A/ D, permițându -i să
primească simultan semnale de la mai multe puncte focale. Alternativ, se pot duplica
circuitele de recepție digitală de mai multe ori.
În mod tipic, formatorii tradiționali de fasciculari au 128 canale de electronică. Pentru
a prelua aproximativ 3000 de elemente acustice necesare pent ru o matrice 2D complet

29
eșantionată, traiectoria de recepție a unui dispozitiv tradițional de formare a fasciculelor
digitale ar fi prohibitiv mare, va lua mai multă energie decât este disponibilă într -o priză
electrică standard și va avea costuri excesive .

Fig. 3.18 : Arhitectură de primire cu raportare în su b-matrice

30
Pentru a reduce dimensiunea porțiunii de primire, formarea fasciculului este împărțită
în două etape, așa cum se arată în figura 3.18. Prima etapă se află în mânerul traductorului și
utilizează tehnologii de întârziere analogică și de sumare care pot fi ușor integrate în ASIC –
urile traductorului. Cea de -a doua etapă este un sistem tradițional cu 128 canale digitale în
sistemul de bază. După cum se poate observa, în cablul tra nsductorul ui sunt necesare numai
128 de fire de semnal, plus unele fire de control digitale, menținând diametrul acceptabil de
mic.
Exemple de tehnologie de întârziere analogică cu putere redusă care poate fi utilizată
în mânerul traductorului include mixere, schimb atoare de fază, dispozitive de cuplare cu
încărcătură, memorie de acces aleatoriu analog, filtre de eșantionare și de așteptare și filtre
analogice. Toate aceste tehnologii au o gamă dinamică suficientă, sunt suficient de mici și
utilizează o putere sufici ent de mică pentru a permite integrarea a aproximativ 3000 de canale
cu capul tra nsductorului.
Pentru a menține dimensiunea tra nsductorului mic, este necesar să se implementeze o
arhitectură care utilizează numai lungimi mici de întârziere analogică în tra nsductor. Schema
sub-arhitectur ală realizează acest lucru, deoarece este necesară doar o scurtă întârziere pentru
a alinia temporar semnalele între grupurile de elemente sub -array vecine. Sistemul de bază
oferă o întârziere mai mare necesară pentru a alini a ieșirile procesoarelor sub -matriceale .
În plus față de alinierea timpului de semnale de ieșire din sub -matricii, s istemul de
bază oferă, de asemenea, o formare simultană a punctelor focale (procesare paralelă), așa cum
s-a discutat mai devreme.
3.3.4.3 Tehnologii cu Întârziere potrivite pentru integrarea pe scară largă
Pentru a plasa aproximativ 3000 can ale de formare a fasciculului sub-matriceal în
mânerul tra nsductorului, este necesar să se utilizeze circuite de întârziere analogice care
utilizează puțină putere și pot fi integrate într -o matriță de siliciu. Vor fi discuta te patru
metode de întârziere: s chimbatoare de faze, memorii analogice de acces aleatoriu, linii de
întârziere pentru eșantionare și de așteptare și dispozitive cu cuplaj încărcat (CCD). Toate cele
patru metode au obiectivele de putere, densitate și dinamică cerute.
Figurile 3.19 și 3.20 prezintă o schemă a abordării de fază. În această abordare,
întârzierea este aproximată de o schimbare de fază. Această schimbare de fază se formează
prin cântărirea semnalelor și însumarea lor în d ouă noduri de însumare sub -matriceale .

31
Inductorul și rețelele de schimbare a fazei de condensator din conectorul traductorului aplică o
schimbare de fază pozitivă de 45 de grade la un nod de însu mare și o schimbare de fază
negativă de 45 de grade la cealaltă. Ieșirile acestor rețele de schimbare de fază sunt apoi
însumate într -un canal de sistem. Orice schimbare de fază poate fi obținută prin controlul
greutăților aplicate semnalelor. În figura 3.19, o bancă de rezistențe este utilizată pentru a
controla aceste greutăți. Atât greutatea negativă cât și cea pozitivă sunt necesare pentru ca
această metodă să funcționeze. Un amplificator inversat este activat pentru greutăți negative.
Această metodă de schimbare a fazelor folosește cea mai mică proprietate imobiliară
din mânerul traductorului tuturor sistemelor investigate. Principalul dezavantaj este că
întârzierea produsă nu este o întârziere "adevărată" și funcționează numai pe o lățime de
bandă li mitată. Acest dezavantaj este similar cu formarea analogică a fasciculului pe bază de
mixere a sistemelor cu ultrasunete mai vechi.

Fig. 3.19: Abordarea de fază: Circuitul în capul transductorului

32

Fig. 3.20: Abordarea de fază: Circuitul în conectorul transductorului
Alte dezavantaje ale metodei de schimbare a fazei sunt că necesită de două ori mai
mult cablu la fel ca celelalte metode și necesită mai multe sute de componente în conectorul
transductorului.

Fig. 3.21: Abordarea analogică a întârzieri i ramei la formarea fasciculului de sub –
matrice

33
Figura 3.21 prezintă o schemă a metodei de memorie cu acces aleatoriu analog
(ARAM). Un banc de condensatori și comutatoare este utilizată pentru a stoca eșantioane de
semnal secvențial. Aceste eșantioane sunt citite la o dată ulterioară, rezultând o întârziere.
Două porturi (citire și scriere) sunt utilizate în memoria RAM. Contoarele (nu sunt prezentate)
sunt utilizate pentru a secvența prin adresele RAM la o rată de eșantionare fixă. Întârzierea
este pro porțională cu diferența dintre adresele de citire și scriere. Principalul dezavantaj al
acestei metode este acela că semnalele de control al adresei au componente de frecvență
semnificative în banda de trecere cu ultrasunete dorită, generând zgomot stațion ar "model"
nedorit pe imagine. Marele avantaj este că în ARAM nu sunt necesare circuite analogice
active. Puterea consumată se datorează exclusiv comenzilor digitale.

Fig. 3.22: Abordarea eșantionului și a deținerii întârzierilor în cadrul formatorului d e
fascicule sub -matriceale
Figura 3.22 prezintă o schemă a lanțului de eșantionare și de așteptare. O întârziere
este obținută prin trecer ea semnalului printr -un lanț de eșantioane . Este necesară o schemă de
pontaj în două faze. Datorită numeroaselor tampoane de câștig de unitate necesare, această
metodă atrage cea mai mare putere și folosește cele mai multe imobile din toate schemele. Un
avantaj al acestei metode în fața schemei ARAM este că nu există nici un "șabl on" de zgomot,
deoarece frecve nța pontajului este deasupra benzii de semnal.
Dezavantajul major al lanțului de eșantionare și de așteptare, alta decât mărimea și
puterea lui, este degradarea semnalului atunci când trece prin atâtea tampoane. Semnificația
zgomotului termic, distorsiunea armonică și compensarea DC sunt acumulate deoarece
semnalul trece prin lanțul de eșantionare .

34

Fig. 3.23: Linia de întârziere CCD pentru utilizarea într -un dispozitiv de formare a
fasciculului sub array. O matriță de siliciu are un canal CCD îngropat. Semnalele de ceas
aplicate la electrozi controlează propagarea semnalului de la intrare la ieșire.
Figura 3.23 prezintă metoda dispozitivului cuplat la încărcare (CCD). Se formează un
dispozitiv cuplat cu încărcătură pe un subst rat de siliciu. Un canal îngropat este utilizat pentru
a evita blocarea încărcării la interfața de siliciu / SiO2. Electrozii și o schemă de pontaj
multifazică sunt utilizate pentru propagarea unui semnal prin CCD. Electrozii trebuie să aibă o
suprafață re lativ mare pentru a obține un domeniu dinamic adecvat. Această zonă mare are ca
rezultat o încărcare capacitivă mare a pontajului. Managementul controlului și puterea sunt
probleme importante. Dezavantaje le majore ale CCD s unt dificultatea arhitecturala î n
programarea valorii de întârziere și dificultatea de a găsi un proces de circuit integrat care să
permită o CCD de bună calitate împreună cu toate celelalte caracteristici necesare pentru a
implementa un dispozitiv de formare a fasciculelor sub -matriceal e, cum ar fi tranzistoare
analogice de bună calitate și logică digitală densă.
3.3.4.4 Concluzii
Pentru a obține o calitate bună a imaginii 3D fără artefacte de mișcare și performanță
armonică bună, este necesară o matrice 2D complet eșantionată. O astfel de matrice este acum
disponibilă comercial utilizând metodele descrise anterior . Această matrice este bine
recepționată, cu o calitate a imaginii comparabilă cu cele mai bune imagini cu matrice 1D .

35
Cap.4: CONCLUZII

Am ales acest subiect, deoarece consider ca este unul de actualitate, care reprezintă un
interes sporit în special în domeniul medical, atât de partea medicinii cât și cea a electronicii
biomedicale.
Abordarea acestui subiect, am făcut -o din două perspective principale, descrierea
schem ei bloc a ecografului și caracterizarea tehnologiei transductorilor. Consider că din punct
de vedere hardware și al electronicii , evoluția cea mai mare a fost făcută în ultimii 10 ani.
Ultimele noutăți care apar sunt cele de software, acestea fiind reconst rucții făcute după
achizițiile 3D. Producători ca Philips și Samsung promovează noile aparate cu descrieri ale
achiziților ca fiind 4D sau chiar 5D. Acestea sunt doar reconstrucții bazate pe anumiți
parametrii prestabiliți de soft , ținând cont și de alte i nformații cum ar fi, greutate, înălțime și
istoric ul medical.
Din punctul meu de vedere , se pune accentul pe această metodă de imagistică deoarece
a ajuns la o acuratețe foarte mare a rezultatelor date în urma investigațiilor. Acesta nu este
singurul ava ntaj, costul de achiziție a sistemului este mult mai mic decât a unui RMN sau CT,
prețul unui ecograf de ultimă oră fiind aproximativ 120.000 euro. Cel mai important aspect la
această metodă de investigație o reprezintă faptul că nu este ionizantă(cum este computerul
tomograf) și nu este invazivă (exceptând investigațiile transvaginale)
În concluzie sunt de părere că acestă tehnologie va ajunge în următorii ani să se
rezume doar la un ecran și un dispozitiv de mărimea unui telefon mobil, cu performanțe chi ar
mai mari decât cele actuale, lucru susținut de faptul că în ultimii ani, modelele premium au
ajuns de la o greutate de 180 kg la 100 kg datorită soluțiilor ergonomice găsite în domeniul
electronic.

36
BIBLIOGRAFIE

[1] Richard Sampson, Ming Yang , Siyua n Wei, Rungroj Jintamethasawat , Brian Fowlkes,
Oliver Kripfgans , Chaitali Chak rabarti, and Thomas F. Wenisch – FPGA Implementation of
Low-Power 3D Ultrasound Beamformer
[2] Arash Pourtaherian , Nen ad Mihajlovicy, Svitlana Zinger , Hendrikus H. M. Korstenz, Peter
H. N. de With , Jinfeng Huangy, and Gary C. Ngx – Automated In -plane Visualization of Steep
Needles from 3D Ultrasound Data Volumes
[3] C. Nistorica, D. Latev, J. Mendoza, D. Imai – Modeling and Characterization of a 3D –
MEMS Piezoelectric Ultrasound Tr ansducer
[4] Bernard Savord, Rod Solomon – Fully Sampled Matrix Transducer for Real Time 3D
Ultrasonic Imaging
[5] Thomas L. Szabo – Diagnostic Ultrasound Imaging: Inside Out
[6] Eberhard Brunner – How Ultrasound System Considerations Influence Front -End
Component Choice
[7] Jens E. Wilhjelm, Andreas Illum, Martin Kristensson and Ole Trier Andersen – Medical
diagnostic ultrasound – physical principles and imaging
[8] Kai E. Thomenius , GE Corporate Research and Development – Instrumentation Design for
Ultrasonic Imaging
[9] Kerem Karadayi, C heoljin Lee and Yongmin Kim – Software -based Ultrasound
Beamforming on Multi -core DSPs
[10] Xiaohui Li – Ultrasound Scan Conversion on TI’s C64x+ DSPs
[11] Johan -Fredrik Synnev˚ag, Student Member, IEEE, Andreas Austeng, M ember, IEEE,
and Sverre Holm, Senior Member, IEEE – Adaptive Beamforming Applied to Medical
Ultrasound Imaging
[12] Jim Tsung – History of Ultrasound and Technological Advances
[13] Yao Wang Polytechnic University, Brooklyn – Physics of Ultrasound Imaging

37
[14] SONOLINE Prima Digital Ultrasound System
[15] Service Manual Aloka SSD 500
[16] Murtaza Ali, Dave Magee and Udayan Dasgupta – Signal Processing Overview of
Ultrasound Systems for Medical Imaging
[17] Eberhard Brunner – Ultrasound System Considerations and their Impact on Front -End
Components
[18] https://en.wikipedia.org/wiki/Medical_ultrasound
[19] http://ultrasoundschoolsguide.com/history -of-ultrasound/
[20] https://radiopaedia.org/articles/acoustic -impedance
[21] http://www.wikiradiography.net/page /Ultrasound+Physics
[22] http://www.sonoguide.com/physics.html
[23]http://www.criticalecho.com/content/tutorial -1-basic -physics -ultrasound -and-doppler –
phenomenon
[24] h ttps://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC3214508/
[25] https://www.ntnu.edu/isb/studies/master -thesis -and-project -topics
[26]http://www.mayo.edu/research/labs/ultrasound -imaging/publications/doctoral –
theses/doctoral -theses
[27] http://www.ti.com/solution/ultrasound_system
[28] https://www.maximintegrated.com/en/app -notes/index.mvp/id/4696
[29] https://www.maximintegrated.com/en/markets/healthcare/imaging.html
[30] http://www.ndk.com/en/products/search/ultrasonic/

38

DECLARAȚIE DE AUTENTICITATE A LUCRĂRII DE FINALIZARE A STUDIILOR 

Subsemnatul _____________________________ _______________________________ ____________
________________________ _______________________ _________________________,legitimat
cu________________seria________nr. _____________________________ __________________ _,
CNP _____ _________________________________________________________________ Autorul
lucrării ____________________ _______ _______________________________ ___________________
____________________ _______________________________ _______________________________
________________________________________ elaborată în vederea susținerii examenului de
finalizare a studiilor de ____ __ ______________________________________organizat de către
Facultatea _____________________________________________________din cadrul Universității
Politehnica Timișoara, sesiunea ____________________ a anului universitar __________________,
luând în cons iderare conținutul art. 39 din RODPI – UPT, declar pe proprie răspundere, că această
lucrare este rezultatul propriei activități intelectuale, nu conține porțiuni plagiate, iar sursele
bibliografice au fost folosite cu respectarea legislației române și a c onvențiilor internaționale privind
drepturile de autor.

Timișoara,
Data Semnătura
_______________________ _____________________________

 Declarația se completează „de mână” și se inserează în lucrarea de finalizare a studiilor, la sfârșitul
acesteia, ca parte integrantă.