UNIVERSITATEA  „LUCIAN BLAGA”  SIBIU

FACULTATEA DE INGINERIE „HERMANN OBERTH”

CATEDRA DE CALCULATOARE SI AUTOMATIZARI

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

INFORMATIZAREA ACTIVITATII BIOMEDICALE SI PRINCIPIILE DE FUNCTIONARE ALE APARATURII MEDICALE

 

 

 

 

 

 

 

-LUCRARE DE DIPLOMA-

 

 

 

 

 

 

Indrumator:

Prof. Dr.ing. Moisil Ioana

 

 

 

 

 

Absolvent:

Gheorghiu Daniel

Informatica tehnica

 

- 2005- 

 

 

 

1 INTRODUCERE

 

 

 

         Pentru cunoasterea proceselor complexe ce se desfasoara intr-un organism viu este necesar intre alte investigatii sa se detecteze si sa se masoare diferiti parametri fizici si chimici caracteristici si modul in care acestia se schimba in decursul timpului. Este mult cunoscut faptul ca manifestarile vitale din organism genereaza si fenomene electrice ce proiecteaza potentiale masurabile, variabile in timp, in diferite puncte ale corpului; ele reprezinta semnale electrice care informeaza despre evenimente bioelectrice, numite si biopotentiale electrice. De exemplu temperatura masurata in mai multe locuri ale corpului poate conduce la informatii importante privind procesele metabolice, functionalitatea sistemului nervos termoregulator, circulatia sangvina si altele. Biosemnalul obtinut este un curent electric, dar informeaza despre temperatura masurata. In prezent sunt cunoscute foarte multe efecte electrice ale fenomenelor naturii-mecanice, chimice, termice, optice, radiante ceea ce motiveaza tendinta de a prezenta biosemnalele cele mai diferite sub forma electrica. Prin biosemnal intelegem succesiunea continua sau discreta a valorilor unei marimi masurabile in organismul viu, generata spontan sau provocata prin stimulare declansatoare care poarta informatii asupra desfasurarii unor procese, evenimente, si manifestari normale sau patologice. Captarea si prelucrarea biosemnalelor, extragerea informatiilor in cercetarea biomedicala se face prin tehnici adecvate, bazate pe aparatura electronica costisitoare, inclusiv calculatoare dedicate acestei activitati. Pentru usurinta schimbului informational in lumea medicala si unificarea aparaturii necesare in explorarile functionale au fost acceptate tehnici de prelevare, prelucrare si interpretare ale semnalelor bioelectrice emise de organismul uman. Astfel efectele electrice generate de inima in functiune, detectabile in cea mai mare parte a corpului, formeaza obiectul cercetarii in electrocardiografie (EKG), semnale bioelectrice generate in procesele activitatii cerebrale- electroencefalografie (EEG), activitatea musculara –electromiografie (EMG), pentru urmarirea activitatii electrice a musculaturii globului ocular electrostagmografie (ENG) si activitatea electrica a retinei stimulata pe cale optica, electroretinografie (ERG). Aparatura pusa in slujba tehnicilor de investigare paraclinica evolueaza in consens cu procesele tehnologiei electronice. Semnalele bioelectrice sunt de putere foarte redusa. Pentru a fi analizate vizual sau prelucrate pe calculator, semnalele bioelectrice trebuie amplificate de mii sau chiar de zeci de mii de ori. Legatura electrica intre corpul pacientului si aparatele electronice, prin intermediul electrozilor este imperfecta, cu impedante de trecere inegale pe diversele cai si variabile in timp,p rovocand asimetrii pe circuitul de intrare. Sarcina proiectantilor si realizatorilor de aparate electronice de investigatie medicala este sa tina cont de aceste neajunsuri, pentru a le minimaliza efectele.

         Ansamblul aparatelor electronice si instalatiilor, folosit in scop medical formeaza un sistem electromedical. De la inceput, sistemul trebuie conceput si realizat incat sa prezinte o imunitate la perturbatii imprevizibile. De asemenea, se impun masuri eficiente pentru reducerea surselor posibile de perturbatii proprii si externe, sau de inlaturare  a lor .

         Capacitatea sistemului electronic de a anihila interinfluentele in mediul ambiental se numeste compatibilitate electromagnetica (CEM).

         Pefectionarea neintrerupta a tehnicilor numerice de prelucrare si analiza  a semnalelor electrice, in paralel cu ieftinirea sistemelor de calcul bazate pe  microprocesoare, ofera posibilitati tot mai mari de tratare numerica a informatiei si in activitatea biomedicala. In prezent, mijloacele electronice de vizualizare, interpretare si prelucrare de date se realizeaza numeric, pe baza unor programe bine elaborate. Urmarind noile posibilitati de tratare a datelor culese despre bolnavi, cadrele medicale de specialitate se familiarizeaza  cu noua generatie de aparatura biomedicala pentru a o folosi in cercetare si in activitatea clinica.

         Pentru a realiza o conversie analog-numerica, biosemnalele se amplifica intai la un nivel suficient de ridicat (de ordinul voltilor) asigurand astfel o precizie suficienta in convertorul analog-numeric (GAN). Esantioanele extrase din functia analogica sunt „masurate” in CAN si exprimate numeric. De la inceput, se stabileste o anumita precizie in evaluarea numerica a esantioanelor, cu cat precizia propusa estre mai mare cu atat operatia dureaza mai indelung sau convertorul rezulta mai pretentios, de aceea, precizia (numarul de biti) este o problema de compromis. Esantioanele convertite numeric si scrise intr-un anumit cod se transfera catre alte parti ale calculatorului pentru a fi memorate in vederea operatiilor care urmeaza. Sirul esantioanelor numerice memorate poate servi la vizualizarea functiei de timp a semnalului sau la determinarea unor parametrii caracteristici din punct de vedere statistic, la calculul aspectrului de frecventa, la stabilirea corelatiilor cu alte functii de semnal, la identificarea automata a unor semne de anomalie functionala. Iesirea din sistemul de calcul se afla echipamentele periferice pentru inregistrarea textelor si graficelor, altor date, memorarea acestora, vizualizarea pe un monitor in diverse proiectii si reprezentari, si –eventual-teletransmiterea datelor la distanta, catre un alt calculator sau o cosola .

         Posibilitatile de tratare si interpretare a informatiilor pe cale numerica sunt mult mai largi si mai precise decat folosind solutii analogice .Din acest motiv, prelucrarea analogica a semnalelor in aparatura moderna biomedicala este tot mai restransa, in avantajul partii numerice.

         Obtinerea unor rezultate  din partea sistemului la solicitarea medicului, pe baza informatiilor colectate de la pacient, se face „in timp real”, adica imediat dupa terminarea investigatiilor asupra pacientului. Acest lucru este posibil datorita vitezei mari de calcul si programelor special elaborate pentru rezolvarea rapida a temelor. Exista insa si situatii cand volumul foarte mare de date experimentale putin organizate sau calcule complicate reclama un timp mai lung de asteptare. Transmiterea la distanta a informatiilor se face sub forma numerica in conditii avantajoase. Semnalele numerice sunt insensibile la perturbatii si astfel nu apar erori.

         Un sistem de achizitie, prelucrare, transmitere, afisare de date biomedicale trebuie astfel structurat si realizat incat sa prezinte o imunitate pronuntata la perturbatii si sa ofere o compatibilitate electromagnetica cat mai buna.

         Eliminarea patrunderii perturbatiilor pe circuitele de alimentare de 50hz se face cu un bloc de circuite de filtrare si separare de retea. Filtrele cu inductante si capacitati asigura o taiere, incepand cu armonica a treia a tensiunii alternative. Introducerea unui transformator separator TR1 simetrizeaza linia de alimentare si introduce un nul median flotant fata de referinta.

         Respectarea unei sume de masuri privind conservarea biosemnalelor prelevate de la pacienti, pastrarea raportului intre nivelul semnalului si zgomotul rezultant din totalitatea surselor perturbatoare ce patrund pe canalul semnalului si utilizarea celor mai adecvate solutii electronice in tratarea si prelucrarea acestuia aduc garantia unei contributii majore la ridicarea calitatii in cercetarea si practica medicala bazata pe aparatura electromedicala.       

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

2 APLICATII ALE TEHNOLOGIEI SISTEMELOR

 

2.1APARATE PENTRU APRECIEREA ACTIVITATII CARDIACE

 

2.1.1 ELECTROCARDIOGRAFUL 

 

 

         Electrocardiograful este compus din amplificator ECG, modulul inregistrator si sursa de alimentare

         Amplificatorul ECG. preia semnalele transmise de electrozi si prin intermediul unui sistem de cuplaj de tip magnetic, realizat cu transformatoare, in scopul izolarii totale si le transmite modulului de afisare digitala .

         Modulul inregistrator aplica semnalul pe intrarea neinversoare a preamplificatorului si apoi traverseaza limitatorul care stabileste limitele maxime ale penitei in stanga sau dreapta, pentru a evita ruperea penitei inregistratorului. Alimentarea aparatului are ca element central un convertor cu transformator de iesire si unul de reactie alimentat fie de la o retea printr-un transformator coborator urmat de redresor si filtru, fie de o baterie de acumulatori.

 

 

2.1.2 DEFIBRILATORUL CARDIAC

 

 

         Pentru defibrilare se utilizeaza curentul furnizat de descarcarea unui condensator intre doi electrozi aplicati pe toracele pacientului

Defibrilatorul monitor portabil DMP-1 are in componenta :

         Amplificatorul ECG/EEG care culege prin cablurile speciale de intrare semnale ECG si EEG pe care le prelucreaza astfel incat sa permita monitorizarea electrocardiogramei, electroencefalogramei, a pulsului, inregistrarea ECG si defibrilarea cardiaca in regim sincronizat. Semnalul ECG cules prin electrozii de defibrilare si a semnalului EEG, amplificat de 10 ori in preamplificatorul EEG. In continuare, semnalul traverseaza preamplificatorul diferential (PAD), modulatorul (MOD), transformatorul de semnal (TS1), demodulatorul (DEMOD 1), apoi este refacut si transmis unui amplificator de curent alternativ cu amplificarea 200 si banda de frecventa 0,05...250Hz. Semnalul pozitiv de la iesirea blocului (formator de inpulsuri-FI) este transmis modulului de afisare digitala, iar semnalul de la iesirea inversoare este aplicat la intrarea circuitului de comanda a incarcarii si descarcarii condensatorului de fibrilatie in regim de lucru sincronizat, utilizat in cardioversie.

         Modulul osciloscop are functia de vizualizare a semnalului preluat de la amplificatorul ECG/EEG. Semnalul este amplificat pana la nivelul necesar pentru a fi aplicat placilor de deflexie verticale ale tubului catodic. Modulul inregistrator care permite inregistrarea ECG este de acelasi tip cu cel utilizat in ECG monocanal-1.

         Defibrilatorul este modulul de baza al aparatului. Descarcarea energiei de defibrilare inmagazinata in condensatorul (Cd) prin electrozii de stimulare in contact cu pacientul se face prin inchiderea contactelor releului de pacient. Fiind un aparat portabil, alimentarea cu energie electrica se face dintr-un acumulator reincarcabil (12V) incorporat sau de la bateria unui autovahicul, dar poate functiona si cu alimentare de la retea (220V,50Hz). Condensatorul se incarca de la redresorul de inalta tensiune (RT) pana la un nivel maxim de tensiune de 5 kV.

 

 

 

 

 

2.2 APARATE ELECTRONICE PENTRU INVESTIGAREA SI TRATAMENTUL

SISTEMULUI NERVOS SI MUSCULAR

 

 

 

2.2.1 REFLEXOMETRU ACHILIAN

 

 

         Unda de reflex se obtine utilizand un traductor rezistiv. Miscarea reflexa a piciorului provoaca deplasarea tijei traductorului si deci variatia rezistentei potentiometrului; aceasta este convertita in semnal electric ce se aplica la intrarea unui amplificator de curent continuu cu constanta de timp variabila (ACTV); semnalul de la iesirea amplificatorului este transmis blocului de derivare (CD) si apoi comparatorului de zero (CZ), circuite care determina momentele de maxim si minim ale reflexogramei, in scopul delimitarii intervalelor  de masurare t1, t2 si t3. Detectorul de varf cu esantionare retine amplitudinea maxima a reflexogramei si cu ajutorul atenuatorului si comparatorului se stabileste momentul cand unda a ajuns la 50% din amplitudine, moment in care se termina masurarea intervalelor.

 

                             

2.2.2 AUDIOMETRU DE TRIAJ (AT-1)

 

 

         Semnalul acustic tonal se dirijeaza prin intermediul unui comutator, catre urechea dreapta sau catre cea stanga, in regim continuu sau intermitent (modulat), cu durate si pauze de cate 0,25 secunde fiecare.

         Blocul oscilator contine un grup de 8 circuite generatoare armonice, cate unul pentru fiecare frecventa de lucru; fiecare generator de frecventa are cate 2 parti de iesire, prevazute cu reglaje potentiometrice independente de volum, pentru a se putea calibra separat intensitatea sonora din cele 2 traductoare electroacustice, TEAD respectiv TEAS.

         Amplificatorul intermediar este comandat de blocul de control al emisiei acustice. Semnalul armonic generat este transferat prin amplificator numai pe durata apasarii butonului ”TEST”.

         Blocul atenuator se afla sub controlul blocului de reglaj al intensitatii; cu cat nivelul sonor necesar este mai ridicat, cu atat atenuarea logaritmica rezulta mai mica.

        Blocul modulator-amplificator final asigura regimul intermitent al semnalizarii acustice, provocand intreruperi cu frecventa de 2Hz si pauze de 0,25 secunde la comanda blocului de control al emisiei; totodata aici se face amplificarea de putere si dirijarea semnalului catre unul din canalele traductoarelor electroacustice, sub controlul blocului de selectie a urechii. Comutarile si reglajele din aparat se fac electric, prin intermediul blocurilorde control.

         Blocul de control al frecventei determina frecventa, iar aceasta se afiseaza pe panoul frontal prin iluminarea  unei diode luminiscente (DL) in dreptul valorii inscrise simultan cu activarea generatorului corespunzator din blocul oscilator .

         Blocul de control al emisiei comanda amplificarea de tensiune a amplificatorului intermediar; regimul de emisie, continua sau intermitenta, este de asemanea semnalizat optic pe panou

         Blocul de reglaj al intensitatii sonore comanda schimbarea nivelului intensitatii acustice, pe trepte de cate 10 decibeli, cu valoarea de referinta data de pragul auditibilitatii normale.

         Blocul de selectie a urechii comanda blocul modulator amplificator prin actionarea unei taste pentru activarea traductorului electroacustic.

         Sursa de alimentare furnizeaza tensiuni stabilizate pentru alimentarea circuitelor electronice.

         Circuitele comutatoare selectoare a valorii frecventei sau a intensitatii sunt realizate electronic prin presarea unor contacte situate in placa de sub panoul frontal.

2.2.3 PROTEZA AUDITIVA

 

 

         In incercarea de a defini caracteristicile protezei auditive trebuie pornit de la premisa ca, pentru utilizator, atat amplificarea cat si corectiile tonale  se refera la semnalele sonore adresate auzului. Ca urmare, analiza va include in mod necesar proprietatile microfonului si ale difuzorului, incorporate in aparat. Semnalul acustic patrunde in proteza se amplifica si se transforma pentru ca in final sa fie transmis urechii. Microfonul, miniatural, de sensibilitate ridicata, prezinta o caracteristica de directivitate medie, pentru a putea auzi pe langa vorbirea adresata purtatorului diverse avertizoare din fata, cu o efectiva insensibilitate fata de perturbatiile si zgomotele din mediul proxim lateral si spate.

         Traductorul electroacustic, o casca miniaturala, are sarcina dificila de a excita sunete, incepand cu cele grave (de la cateva sute de Hz) si pana la 5-6kHz. Traductorul se cupleaza acustic cu urechea externa. Pentru cresterea efectelor acustice, orificiul urechii se obtureaza cu casca sau cu un dop din plastic mulat in orificiu.

        

                            

2.2.4 STIMULATOARE PENTRU RECUPERAREA APARATULUI  NEUROLOCOMOTOR

 

 

         Neurostimularea electrica transcutanata (TENS) are la baza electrodul activ care se leaga prin cablu de un stimulator implantat, eventual cuplat inductiv mutual cu o sursa externa reglabila, de comanda si alimentare. Impulsurile se regleaza in intensitate si frecventa (1...150Hz). Curentii de stimulare utilizati, pentru blocarea fibrelor nervoase de conductie rapida pot avea functii de diferite forme

         Neurostimulatoare implantate, cu alimentare externa contin surse electrice reancarcabile periodic, un generator de impulsuri bifazice cu durata si frecventa controlate, un generator de purtatoare in radiofrecventa si un modulator de amplitidine (semnalul purtat fiind sirul de impulsuri) legat la o bobina plata care se asaza peste bobina secundara introdusa sub piele.

         Electroterapia transcerebrala se face cu ajutorul unui aparat cu patru circuite de iesire independente, astfel se poate asigura tratamentul a patru pacienti in acelasi timp. Frecventa generata de oscilator se regleaza continuu in doua game, de la 1 la 52 Hz si de la 48 la 100 Hz. Circuitul de separare (CS) transfera impulsurile in circuitele de iesire reglabile (CER), in curent. In impuls, curentul poate fi reglat de la 0 la maximum 5v       

         Stimularea antispastica este un procedeu care consta in generarea unor serii de impulsuri alternand ritmic, in doua surse distincte. Impulsurile au durata de 0,3ms, se obtin efecte prelungite de reducere a spasticitatii, o imbunatatire a coordonarii miscarilor si ameliorare a deficientelor perceptive.

         Electoprofilaxia si terapia trombozelor care are la baza stimularea electrica a musculaturii pulpelor pentru intensificarea refularii singelui venos emite impulsuri cu durata de 10-50ms si o frecventa de 12-30 imp/min; cei doi electrozi se fixeaza intre articulatia genunchiului si calcai iar la fiecare impuls apare o contractie energica de flexare plantara a piciorului.

         Terapie sub autocontrol (biofeedback) are la baza o aparatura cu semnalizare acustica si optica a aparitiei si persistentei potentialelor insumate generate prin contractarea sau decontractarea musculaturii. Efectele electrice date de unitatile motrice se insumeaza in dreptul electrozilor si se amplifica pentru a realiza comanda semnalizarii prezentei si intensitatii contractiei.

         Stimularea electrica a sudurii osoase se foloseste de un aparat realizat care are o sursa de curent continuu pulsator, de mica putere, alimentat de la baterii. Electrozii se implementeaza in os de cele doua parti ale fracturii, stimularea electrica gaseste aplicatii in sudura osoasa asigurand o vindecare rapida si uniforma.

         Corectarea staturii in cazul unor deviatii de coloana se face tot prin stimulare electrica folosind doua perechi de electrozi de-o parte si de alta a coloanei.

         Aparatura consacrata electrostimularii neuromusculare este inzestrata cu generatoare de functii-impuls si functii anvelopa. Programand forme, durate si anvelope se obtin curentii de stimulare prevazuti pentru tratament. Circuitul stimulator poate lucra in doua regimuri: de curent prescris sau de tensiune prescrisa. Generarea unei functii de curent presupune o tensiune disponibila, interna a sursei din care in limite largi ale rezistentei de sarcina externa (pacient) se formeaza un curent cu intensitatea prescrisa ca forma, frecventa si amplitudine. O solutie de realizare a unui stimulator neuromuscular este data in figura alaturata in care valoarea maximala, intre varfuri a impulsurilor de curent considerand o rezistenta de sarcina Rs = 1000 (omega) poate atinge aproape 100mA. Curentul prin circuitul exterior, incluzand si segmentul de corp stimulat, cu rezistenta totala Rs are amplitudinea controlata de tensiunea reglata la potentiometru P0 iar functia in timp impusa de generatorul de impulsuri (GI), prin controlul circuitului de reactie al amplificatorului convertor. O alta modalitate de obtinere a impulsurilor stimulatoare cu durate de cateva ms se combina cu a doua treapta de izolare galvanica, necesara atat pentru protectia pacientului cat si pentru reducerea perturbatiilor date de stimulare in circuitele de prelevare a biopotentialelor electrice. Tranzistorul de putere T lucraza in regim de comutatie fiind comandat in baza cu impulsuri de durata, frecventa si functie reglate in cadrul generatorului de impulsuri (GI)

 

 

Generator de stimulare in curent prescris: a-schema electrica

                                                                    b-caracteristicile tensiune-curent ale TEC-MOS

 

In circuitul colectorului se afla primarul transformatorului in impulsuri, TR; circuitul este alimentat de la generatorul functiei de anvelopa Ga. Ga este de fapt o sursa de tensiune relativ lent variabila Ua de forma trapezoidala sau dreptunghiulara cu durate pauze si flancuri reglabile; tensiunea Ua defineste amplitudinea tensiunii induse in secundarul transformatorului TR, cand tranzistorul T este saturat, adica pe durata fiecarui impuls.

         Regimul tranformatorului in impulsuri se caracterizeaza prin alternarea celor doua secvente: tranzistor saturat, tranzistor blocat. Saturarea tranzistorului aplica pe bornele primare ale transformatorului tensiunea instantanee Ua ce poate fi considerata constanta pe durata impulsului. Obtinerea unor impulsuri de curent cu durate mai mari, de zeci si sute de ms, sau chiar a unui curent continuu este posibila cu montajul analizat, daca generatorul de impulsuri GI furnizeaza impulsuri de frecventa mai ridicata si cu un factor de umplere de 0,5, iar in secundar se adauga un montaj redresor al ambelor alternante cu egalizare capacitiva. In aceasta situatie functia curentului de stimulare va fi dictata de generatorul de anvelopa intretinut continuu. Amplitudinea tensiunii de stimulare va fi dictata de sursa functiei de anvelopa Ua, rezultand in urma redresarii bialternate a impulsurilor dreptunghiulare induse in secundar.

 

 

  

                                   a                                                                     b

 

 

Generator de stimulare cu modulatie de anvelopa in circuitul de sarcina:

         a-schema de principiu

        b-functia de anvelopa (UA) si functia de impulsuri (UI)

 

 

 

2.2.5 APARAT DE TERAPIE PRIN ELECTROSOC

 

 

         Aparatul genereaza un curent electric sub forma de impulsuri pozitive ale caror caracteristici sunt: duratade 5ms; perioada de repetitie 20ms

         Aparatul alimentat de la reatea prin tranformatorul de alimentare (TA) furnizeaza impulsuri de curent obtinute direct din tensiunea retelei, cu ajutorul circuitului de defazare (CD). CD realizeaza comanda tiristorului cu un defazaj (intre impulsul de comanda a tiristorului si semnalul sinusoidal de la retea) de 90 grade pentru impulsuri de amplitudine constanta sau cu un defazaj mai mare de 90 grade care scade intr-un timp predeterminat pana la 90 grade. Amplitudinea curentului furnizat se poare regla intre 200 si 900mA prin introducerea unor rezistente in serie cu pacientrul prin intermediul comutatorului amplitudine impuls (CAI); in serie cu pacientrul este montat un miliampermetru care indica valoarea efectiva a curentului ce trece prin pacient. In cazul livrarii curentului sub forma de tren continuu de impulsuri, se utilizeara blocul circuit de defazare (CD), la iesirea caruia se obtin impulsurile, care amplificate comanda tiristorul. Circuitul de protectie la supracurent realizeaza decuplarea circuitului de pacient la atingerea valorii limita stabilite (1,2A- valoare de varf). Prin cuplarea circuitului de testare (CT) se introduce in serie cu electrozii o rezistenta echivalenta a pacientului putandu-se astfel verifica toate regimurile de functionare ale aparatului si valorile curentilor corespunzatoare fiecarei trepte. Aparatul este alimentat de la reteaua de curent alternativ (220V/50Hz) are o putere consumata maxima de 160VA.  

 

 

 

 

2.3 APARATE ELECTRONICE PENTRU ELECTROTERAPIE SI CHIRURGIE

                      

 

 

2.3.1 APARAT DE TERAPIE PRIN CURENTI DIADINAMICI

 

 

         Curentii adinamici, denumiti si curenti Bernard, au la baza tensiunea sinusoidala de 50Hz. Aparatul face parte din categoria aparatelor electronice medicale destinate electroteraspiei, respectiv terapiei prin curenti de joasa frecventa. Aparatul e constituit din citcuite de curenti diadinamici si curent galvanic, fiind destinat cabinetelor de electroterapie din policlinici, spitale si clinici. Curentul galvanic(G) este un curent continuu obtinut prin redresarea, filtrarea si stabilizarea curentului alternativ din reteaua de alimentare. Debitarea acestor curenti la pacient se face in regim de curent constant.

         Schema bloc a aparatului de terapie prin curenti diadinamici DIADIN 3 este prezentata in figura alaturata:

 

 

 

Schema bloc a aparatului de terapie prin curenti diadinamici DIADIN 3:

TA-transformator de alimentare; SA-surse de alimentare stabilizate; SIT-Sursa de inalta tensiune; RIT-regulator de inalta tensiune; EF-etaj final; GCD-generator de cutenti diadinamici; GCG-generator de curent galvanic; DT-Dispozitiv de temporizare; OT-Oscilator de temporizare; D-divizor; AT-afisare temporizare; BL-Bloc logic; CFSD-circuit formator de semnale diadinamice; CRAC-circuit de reducere automata a curentilor; CPEM-circui de protenctieelectromagnetica; CPSC-circuit de protectie supracurent; CPRS-circuit de protectiesuprarezistenta; CA-circuit astabil; CL-claviatura; IP-inversor polaritate.

 

Cele doua forme de baza ale curentilor diadinamici (monofazat fix-MF si difazat fix-DF) sunt obtinute cu ajutorul circuitului formator de semnal diadinamic (CFSD). Din aceste regimuri de baza (MF si DF) se obtin celelalte regimuri de curenti diadinamici (curent modulat in perioada scurta-PS, in perioada lunga-PL si curentul in ritm sincopat-RS) cu ajutorul circuitului astabil(CA) care furnizeaza impulsuri dreptunghiulare cu durata de 1 si 7 secunde. Semnalul diadinamic reprezinta semnalul de comanda al generatorului (de curent constant) pentru curenti diadinamici (GCD). Circuitul de formare a semnalului diadinamic (CFSD) semnal de tensiune care - in functie de regimul de functionare ales de la claviatura (CL) –corespunde formelor de semnal din urmatoarea figura:

 

 

Semnalele pentru curenti diadinamici si curent galvanic furnizate de DIADIN 3, laRS=5kohmi; MF-monofazat fix; DF-difazat fix; PS-perioada scurta; PL-perioada lunga; RS-ritm sincopat; G-galvanic.

 

 

 

         Circuitul de reducere automata a curentilor (CRAC) realizeaza reducerea la zero a semnalului dat de circuitul formator de semnal diadinamic (CFSD) la sfarsitul tratamentului. Curentul galvanic este un curent continuu care se obtine intr-un al doilea amplificator final (GCG). Curentii se aplica pacientului prin intermediul unor electrozi realizati din placi metalice maleabile umectati cu solutii electroconductive sau din cauciuc electroconductiv. Sensul curentului prin pacient se poate schimba cu ajutorul inversorului de polaritate. Circuitul de protectie de supracurent (CPCS) actioneaza prin blocarea etajului final (EF) si a sursei de inalta tensiune (SIT) atunci cand este depasita cu 25% valoarea prestabilita printr-un  potentiometru de reglaj al curentului diadinamic si printr-un potentiometru de reglaj al curentului galvanic; aceste doua potentiometre sunt accesibile de pe panoul frontal al aparatului. Circuitul de protectie la suprarezistenta (CPSR) actioneaza similar in cazul in care rezistenta la bornele pacientului (Rs) depaseste o valoare prestabilita (cuprinsa intre 0 si 5 komega). Circuitele de protectie electromagnetica (CPEM) asigura o protectie suplimentara a pacientului prin sistarea livrarii tensiunii la pacient (punerea la masa a bornei de pacient) cand curentul de pacient ajunge la 60 mA. In afara de aceste protectii, aparatul mai dispune de o protectie la supratensiune, care asigura deconectarea aparatului in cazul cand tensiunea de alimentare a generatoarelor de curent constant depaseste 450V. Un sir de diode luminiscente, vizibile pe panoul frontal al aparatului, indica trecerea timpului de tratament. Durata de luminare a unei diode reprezinta 10% din durata totala a tratamentului fixat prin comutatorul decadic. Stingerea ultimei diode inseamna sfarsitul duratei fixate pentru tratament, fapt semnalizat si acustic. Sursa de alimentare stabilizata (SA) asigura tensiunile stabilizate necesare alimentarii blocurilor electronice ale aparatului.

         Iesirea aparatului debiteaza in regim de curent constant, pana nu se depaseste o rezistenta limita (punctul A din figura urmatoare):

 

Caracteristica de iesire a etajului final (generator de curent constant) in raport cu rezistenta de sarcina

 

Caracteristicile tehnice ale aparatului DIADIN3 sunt cele cinci tipuri de curenti diadinamici (MF-impulsuri de 20 ms, valoare medie 17mA, frecventa de 50 Hz; DF-impulsurile 10ms, valoare medie 35mA, frecventa 100Hz; PS-impulsuri MF timp de 1 s, alternand cu impulsuri DF timp de 1 s; PL-impulsuri MF timp de 5 s, apoi trecere lenta in 2 s la DF, impulsuri DF timp de 5 s, apoi trecere lenta in 2 s la MF; RS-impulsuri MF timp de 1 s alternand ritmic cu pauze de 1 s ), curentul galvanic (continuu) singur sau asociat cu curent diadinamic; valoare medie de 10mA, coeficient de ondulatie 0,5%, tensiunea de alimentare 220V, frecventa retelei 50Hz, puterea consumata max.75VA, durata tratamentului de 1-20 min.

                                                                                          

 

2.3.2 APARAT DE TERAPIE PRIN CURENTI INTERFERENTIALI

 

 

         Terapia cu curenti interferentiali se realizeaza prin interferenta care rezulta din suprapunerea endotisulara a doi curenti, de medie frecventa, cu frecvente diferite dar apropiate si acre dau nastere unui curent de medie frecventa modulat in amplitudine, cu diferenta frecventelor celor doi curenti. Prin suprapunerea celor doi curenti apare fenomenul de batai. Insumarea curentilor da nastere unui curent, la care frecventa purtatoare este media aritmetica a  frecventelor celor doua componente (f1+f2)/2, iar anvelopa este diferenta frecventelor  f1-f2. Terapia cu curenti interferentiali statici se realizeaza in urmatoarele variante:

-cu frecventa constanta pe toata durata tratamentului;

-cu frecventa variabila .

         Aparatul genereaza semnale ale caror forme de unde sunt redate in figura urmatoare:    

 

Formele de unda ale curentolor interferentiali obtinuti cu aparatul INTERDIN:

         a-interferenta statica totala cu deltaf=const, dupa directie preferentiala

         b-interferenta statica totala cu deltaf=variabil, dupa directie preferentiala

         c-interferenta dinamica totala dupa toate directiile, modulatia in amplitudine a curentilor i1 si i2 este 50%, frecventa foarte joasa este f0.

 

 

         Aparatul contine doua generatoare de curent de medie frecventa: generatorul de frecventa fixa - 4000Hz (OSC1)  si generatorul de frecventa variabila 4100Hz (OSC 2). Prin suprapunerea celor doi curenti rezulta frecventa curentului de interferenta care parcurge urmatoarele 4 domenii:

                                -Gama 1:0Hz...100 Hz...0 Hz;

                                -Gama 2:0 Hz ...10 Hz....0 Hz;

                                -Gama 3:90 Hz ...100 Hz...90 Hz;

                                -Gama 4:50Hz ...100 Hz ...50Hz.

         OSC A este un oscilator cu cuart ce lucreaza pe frecventa  de 10 MHz si care este  transmisa succesiv divizoarelor de frecventa DF1, DF2 si DF3 la iesirea carora sunt furnizate semnale TTL cu urmatoarele frecvente si destinatii:

-f1=4kHz - care se obtine din divizarea cu 2500 a frecventei de 10 MHz a oscilatorului, si care ajunge la iesirea de pacient ca frecventa fixa (de referinta);

-fe = 1kHz – care se obtine din divizarea cu 4 a frecventei f1 si reprezinta frecventa etalon, cu care lucreaza multiplicatoarele de frecventa din sintetizatorul de frecventa. Multiplicatoarele de frecventa sunt realizate cu circuite PLL ce multiplica de N ori frecventa de referinta, cu factor de multiplicare variabil;

-fT1 = 13,3 Hz- care se obtine prin divizarea cu 75 a frecventei  fe  si este utilizata ca frecventa de tact.

         Semnalul dreptunghiular de la iesirea divizorului de frecventa DF1 este aplicat la intrarea unui formator de impulsuri triunghiulare F1 si apoi filtrat in FTJ1, obtinandu-se  in final un semnal sinusoidal (f1s) de frecventa  4kHz, care amplificat in AF 1 este transmis in cele din urma la mufa de pacient MP.

         La iesirea divizorului DF2 este furnizata frecventa etalon fe =1kHz ce se aplica  la intrarea multiplicatoarelor MF1, MF2 si MF3. Acestea sunt realizate cu circuitul PLL. In urmatoarea figura este redata schema multiplicatorului MF1.

 

Circuitul PLL in montaj multiplicator de frecventa (circuitul MF1): CP-comparator de faza; OCT-oscilator comandat de tensiune; A1-amlificator; N-numarator.

 

Frecventa la iesirea multiplicatorului se obtine prin intercalarea in bucla de reactie a circuitului PLL (intre terminalele 4 si 5) a unui circuit de divizare a frecventei cu N, ceea ce permite multiplicarea de N ori a frecventei de la intrare, astfel fB =N fe. Pentru N=360 si fe =1kHz rezulta  fB =360kHz.

Frecventele corespunzator gamelor G1, G2, G3 si G4 mai sus mentionate, se obtin prin insumarea unei frecvente fixe 360 kHz cu o frecventa liniar variabila:

G1:360 +(40...50) =400...410kHz

G2:360+(40...41) =400...401 kHz

G3: 369+(40...41) =409...410 Khz

G4: 369+(45...50) =405...410kHz.

Insumarea se realizeaza in mixerul de frecvente MIX. Mixerul este realizat cu circuite PLL. Se utilizeaza doua mixere, unul pentru gamele G1 si G2. Din blocul MIX semnalul este transferat in DF5 unde este divizat cu 100, obtinandu-se la iesire un semnal de frecventa variabila in domeniul f2 =4...4,1 kHz. In continuare acest semnal este tratat ca f1, obtinandu-se la iesirea lui FTJ2 un semnal sinusoidal f2s cu frecventa variabila, in acelasi domeniu ca f2.

         Semnalele de frecvente f1s si f2s, pot fi aplicate amplificatoarelor AF1 si AF2  ca atare (OSC 1D, OSC2D) sau modulate in amplitudine cu un semnal modulator cu perioada de 2-3 secunde. Exista posibilitatea inversarii polaritatii semnalului aplicat pacientului. Iesirile celor doua generatoare sunt flotante si sunt protejate la scurtcircuit. Circuitul de afisare numerica AN indica in permanenta valoarea instantanee a frecventei de interferenta variabila sau fixa.

         Aparatul lucreaza in urmatoarele regimuri de lucru: -automat, regim in care frecventa de interferenta variaza automat, in toate gamele, durata unui ciclu fiind de 15s; -manual, mod de lucru in care frecventa de interferenta  dorita se alege manual, in gamele 0....100 Hz si 50...100 Hz.

Aparatul contine un dispozitiv de temporizare (T) care serveste la prestabilirea si masurarea duratei tratamentului. Expirarea duratei tratamentului este semnalizata acustic, iar intensitatea curentului prin pacient scade la zero.

 

 

2.3.3 ELECTROSTIMULATOR PENTRU ACUPUNCTURA

 

 

         O varianta actuala a acupuncturii traditionale este electroacupunctura si se refera la utilizarea curentului electric ca mijloc de stimulare. In electroacupunctura se utilizeaza ace introduse in punctele de acupunctura care sunt conectate la generatorul ce furnizeaza o tensiune cu forma de unda dorita. Daca curentul electric actioneaza direct asupra punctelor active, procedeul se numeste electroacupunctura

         Pentru stimulare electrica se utilizeaza curentul continuu sau curentul alternativ cu diferite forme de unda. Curentul alternativ este preferat curentului continuu datorita faptului ca are o adancime de patrundere mai mare in tesuturi si efecte mai bune de excitare. Formele de unda mai utilizate sunt:sinusoidal, dreptunghiular, impulsuri (exponentiale). Forma de unda optima este impulsul pozitiv dreptunghiular, urmat de un impuls negativ exponential. Datorita acestei forme de unda sarcinile electrice injectate intr-un sens, de o polaritate, sunt egale cu sarcinile injectate, in sens opus de impulsul cu polaritate inversa.

         Electrostimulatorul pentru acupunctura (ECA-01) care este descris in continuare, este un apareat de electroterapie cu curenti de joasa frecventa. Forma de unda elementara furnizata de generatoarele incorporate in aparat este cea prezentata in figura urmatoare:

 

Forma de unda a curentului in terapiaprin electropunctura.

 

 

Aparatul furnizeaza si un semnal complex, care este obtinut prin modularea in amplitudine sau in frecventa  a semnalului elementar. In functie de forma semnalelor generate, se definesc urmatoarele regimuri de lucru:

-Tren continuu TC este regimul de lucru in care semnalul elementar este repetat in mod continuu cu o frecventa ce poate fi reglata manual in limitele 1...2000Hz;

-Semnal Maeste un tren de impulsuri elementare de frecventa constanta, fixate prin reglaj manual, modulat in amplitudine cu un semnal de forma dreptunghiulara, triunghiulara, dreptunghiulara cu front de crestere si front de cadere exponentiala. Forma  de unda a semnalului modulator este selectabila prin comutare

-Semnal MF este un tren de impulsuri elementare de amplitudine  constanta, fixata prin reglaj manual, modulat in frecventa cu un semnal de forma dreptunghuiulara la care frecventa semnalului elementar variaza prin salt de la valoarea fixata la valoarea maxima a benzii de frecventa sau variaza tot prin salt  de la valoarea fixata la valoarea minima benzii de frecventa. Semnalul modulator in frecventa poate fi selectat si de forma triunghiulara cu variatii la fel  ca la semnalul dreptunghiular

         Aparatul ECA-01 se compune din detectorul de puncte active (blocul de explorare) si doua generatoare independente de curenti de terapie, cu forma de unda elementara si forme de unda complexe. Fiecare din cele doua generatoare furnizeaza semnalul elementar cu o frecventa reglabila, unul pana la 200Hz iar celalalt cu frecventa maxima de 2000Hz. pentru fiecare din cele doua generatoare se poate selecta modul de lucru. Exista posibilitatea de selectare si a unui regim de lucru mixat .

         Blocul de explorare (BE) sesizeaza variatii ale rezistentei electrice intre electrodul de explorare si electrodul de referinta la deplasarea electrodului de explorare pe tegument. Intre electrozi se injecteaza un curent constant, care pe rezistenta dermala este convertit intr-o tensiune ce se aplica la intrarea unui amplificator diferential. Tensiunea de la iesirea amplificatorului este afisata pe un instrument si totodata comanda un convertor tensiune frecventa. Sarcina convertorului este un difuzor care semnalizeaza acustic plasarea electrodului de explorare pe punctul activ, prin marirea frecventei semnalului acustic emis.

         Blocurile de generare a curentilor de terapie denumite TERAPIE 200Hz si TERAPIE 2000Hz, au in componenta urmatoarele unitati functionale: generatorul de functii MF furnizeaza o tensiune continua pentru regimul de lucru in tren continuu (TC), impulsuri dreptunghiulare si impulsuri triunghiulare pentru regimul de lucru cu modulatie in frecventa (MF); generatorul de functii Ma furnizeaza tensiunile cu forme de unda necesare regimurilor de lucru TC, MF si MA. Pentru regimurile de lucru TC si MF generatorul de functii MA furnizeaza o tensiune continua, iar in regim MA impulsuri dreptunghiulare, triunghiulare, dreptunghiulare cu front de crestere exponential si dreptunghiulare cu front de crestere si cadere exponential; convertorul (CTF 1,2) este  generator de semnal elementar cu frecventa de repetitie comandata in tensiune; modulatorul (MOD 1,2) realizeaza inmultirea semnalului generat de CTF1,2 cu semnalul furnizat de generatorul de functii GF-MA 1,2.

         In etajul de mixare (MIX 1,2) se realizeaza  insumarea semnalelor furnizate  de generatoarele TERAPIE 200Hz si TERAPIE 2000Hz in orice regim de lucru ale acestora.

         Blocul de masurare (BM) masoara tensiunea impulsului dreptunghiular, curentul mediu injectat de impulsul dreptunghiular si frecventa impulsurilor elementare in trenul de impulsuri. In componenta aparatului sunt incluse si doua surse de alimentare: una pentru alimentare cu tensiuni stabilizate a blocului de explorare si a celor doua blocuri de terapie si de  alta o sursa flotanta ce asigura tensiunile stabilizate pentru alimentarea blocului de masura.

 

 

2.3.4 APARATURA DE ELECTROCHIRURGIE

 

 

         La baza electrochirurgiei se afla efectul termic al campului electromagnetic produs intre electrod si tesut. Parametrii care intervin in producerea efectului termic sunt: densitatea de curent, durata de actiune a curentului si forma curentului. Prin utilizarea curentului de inalta frecventa (250 kHz-3000 kHz) se constata absenta actiunii de stimulare musculara sau nervoasa, inevitabila in cazul curentului continuu sau de joasa frecventa. Efectul de taiere, adancimea si rapiditatea ei depinde de puterea semnalului electric de taiere. Efectul de coagulare depinde de puterea semnalului si gradul de modulare al semnalului de coagulare. In functie de modul de aplicare al curentului pe pacient se deosebesc urmatoarele tehnici ale aparatelor de electochirurgie:

a)      in modul de lucru monopolar la o borna a generatorului de inalta frecventa (aparatul de electrochirurgie) se conecteaza un electrod activ (instrumentul chirurgical de taiere sau coagulare) iar la cealalta borna se conecteaza un electrod neutru de suprafata mare.

b)      in modul de lucru bipolar actiunea chirurgicala este localizata intr-o zona restransa, intre cei doi electrozi reuniti intr-un electod bipolar sub forma unei pensete.

         Aparatul de electrochirurgie ELBIS-1 face parte din clasa aparatelor de mare putere utilizat in chirurgia generala

         Aparatul de electrochirurgie ELBIS-1 este un generator de putere, de inalta frecventa, care lucreaza pe o sarcina rezistiva de 500 ohmi. Blocul generator de semnale (GS) genereaza semnalul de baza de 700 kHz din care se obtin frecventele necesare functionarii aparatului. Blocul generator de semnale mai produce un semnal de 1 Hz necesar formarii semnalului de alarma in cazul desprinderii electrodului neutru de catre pacient, acest semnal fiind produs de un oscilator separat.

         Modulatorul (M) realizeaza modularea semnalului de inalta frcventa cu un semnal dreptunghiular de frcventa 21,875 kHz cu grad de modulare 100% (semnal urmat de o pauza). Blocul modulator (M) mai contine trei detectoare de prezenta a semnalului pentru cele trei regimuri de operare: taiere, coagulare monopolara si coagulare bipolara. Acestre trei semnale de la iesirea celor trei detectoare se aplica la blocul de semnalizare (BS) care genereaza semnalizarile optice si acustice corespunzatoare celor trei regimuri de operare

         Blocul prefinal (PF) formeaza si amplifica semnalele furnizate de modulator in vederea atacarii etajului final (F). Deoarece etajul final este in contratimp blocul prefinal (PF) realizeaza atacul in antifaza a bazelor celor doua ramuri de tranzistoare ale etajului final deci realizand si inversarea semnalelor

         Blocul final (F) este format din doua etaje de putere in contratimp, etajul de putere monopolar cu sapte tranzistoare conectate in paralel si etajul de putere bipolar format din patru perechi de tranzistoare de putere.

         Blocul de iesire (E) contine transformatorul de iesire de inalta frecventa, circuitul de separare galvanica si mufele de iesire.

         Blocul de comanda (C) realizeaza declansarea functionarii aparatului de la distanta printr-un comutator de picior si tasta de deget.

         Blocul de semnalizare (BS) realizeaza semnalizarea luminoasa si acustica a confirmarii comenzilor de operare, asupra incalzirii etajului final si a intreruperii legaturii sau lipsei electrodului neutru.

         Blocul de alimentare si reglaj al puterii (ARP) furnizeaza tensiuni necesare functionarii aparatului si cuprinde un circuit de protectie termica a etajului final care actineaza asupra circuitului de comanda in faza blocand impulsurile de comanda a tiristoarelor din puntea semicomandata in cazul cresterii temperaturii radiatorului peste 55-60 grade C.

 

 

 

2.4 ECHIPAMENTE ELECTRONICE DE MONITORIZARE DIN SECTIILE DE

TERAPIE INTENSIVA

          

 

2.4.1 APARAT PENTRU DETERMINAREA TRANSCUTANATA A  PRESIUNII DE OXIGEN

 

          

         Masurarea presiunii partiale a oxigenului sanguin la suprafata pielii prin metoda transcutanata arata corelatia sa cu presiunea partiala a oxigenului arterial, ambele fiind influentate de modificarea oxigenului din aerul inspirat, de tulburari de difuziune prin membrana alveolocapilara, de reducere a hemoglobinei sanguine sau tulburari respiratorii. Principiul de functionare al aparatului se bazeaza pe observatia ca in anumite conditii valoarea presiunii partiale a oxigenului masurat transcutan se apropie foarte mult de valoarea presiunii oxigenului din sangele arterial. Daca la locul de aplicare a traductorului se provoaca o hipertermie se produce hiperemizarea insemnata a pielii, iar oxigenul difuzeaza prin piele, devenind astfel accesibil masuratorilor transcutanate. Traductorul de oxigen pentru masurarea transcutana este un traductor care furnizeaza un curent proportional cu presiunea partiala a oxigenului din mediul de investigat; acest curent este apoi amplificat si prelucrat analogic si numeric in vederea afisarii numerice a presiunii partiale a oxigenului masurata transcutan si totodata se afiseaza si temperatura traductorului.

         Blocul de comutatoare (BC) realizeaza selectarea manuala a unitatii de masura a presiunii partiale de oxigen. Blocul comparator (C) compara tensiunea de la iesirea amplificatorului cu ajutorul unor rezistoare reglabile de pe panoul frontal al aparatului. Pentru termostatarea traductorului se utilizeaza ca senzor de temperatura termistorul (TE) iar ca element de incalzire o dioda ZENER. Puterea de incalzire a traductorului (P) si temperatura masurata pot fi afisate numeric cu ajutorul convertorului analog numeric si a blocului de afisaj.

         Traductorul de oxigen este o celula electro-chimica functionand pe principiul analizei amperometrice ca varianta a polarografiei; se compune din anodul de argint, catod de platina cu diametrul de 20 micrometrii si un electrolit continand KOH si KCl in solutie apoasa dispus in camera de electrolit. Asigurarea membranei de difuzie de corpul traductorului se realizeaza prin inelul de cauciuc iar montarea si demontarea membranei de difuzie se efectueaza cu ajutorul unui dispozitiv special. Tipul si grosimea membranei influenteaza atat timpul de raspuns al traductorului cat si acuratetea masurarii datorita consumului propriu de oxigen al traductorului.

        

2.4.2 MONITOR DE RESPIRATIE

 

 

        Este un aparat electronic destinat supravegherii continue a respiratiei. Parametrul fiziologic controlat de aparat este frcventa respiratorie, ale carei limite superioara si inferioara, de alarma, pot fi stabilite din exterior de catre utilizator; in cazul depasirii acestor limite aparatul furnizeaza un semnal de alarma dupa o intarziere programabila de catre utilizator. Semnalul furnizat de traductorul (TR) este amplificat de amplificatorul A unde se mai face un minim de prelucrare a semnalului pentru a sesiza impulsurile mult mai mari ca amplitudine decat cele determinate de miscarile respiratorii provocate de miscarea pacientului, tuse. Un detector de varf transforma semnalul analogic in impulsuri logice care vor fi transmise impreuna cu semnalul „agitatie” prin intermediul optocuploarelor (OC2 respectri OC3) spre unitatea centrala (UC); aceasta controleaza impulsurile timp de un minut, dupa care le afiseaza pe sistemul de afisaj (AS). Totodata UC compara numarul de impulsuri cu rata maxima sau minima prescrisa de utilizator, se compara timpul scurs de la ultimul impuls de respiratie cu timpul de apnee si daca este cazul se declanseaza alarma optica si acustica (AL). Semnalul electric furnizat de traductor este amplificat si transformat in impulsuri dreptunghiulare .Aceste impulsuri sunt numarate pe intervalul de 1 minut si apoi afisate. Alte caracteristice tehnice ale monitorului de respiratie sunt: domeniul frecventei respiratorii: 0-199 resp/min; valori programabile: limita superioara a frecventei respiratorii:  0-199 resp/min; limita inferioara a frecventei respiratorii : 0-199 resp/min; timp de asteptare la declansarea alarmei de apnee :0-199 s viteza de crestere/ scadere la programare: aprox.10/s (cu exceptia primilor 5 pasi la care viteza este de 1/s) alarma optica si acustica, distincte pentru: depasirea limitelor fixate pentru frecventa respiratorie, instalarea situatiei de apnee si  instalarea situatiei de agitatie a pacientului, alimentarea de la reteaua de curent alternativ: 220V 50Hz; putere consumata: 30 V

 

2.5 APARATURA ELECTRONICA PENTRU LABORATOR CLINIC

 

 

 

2.5.1 HEMOGLOBINOMETRU ELECTRONIC

        

 

         Hemoglobinometru electronic determina procentul de hemoglobina din probele de sange prin masurare fotometrica. El masoara transmitranta T pe scara liniara, procentuala a aparatului iar densitatea optica A pe scara logaritmica a aceluiasi aparat. Secundarul transformatorului de alimentare compus din 2 sectiuni separate furnizeaza tensiunea pentru stabilizatorul de tensiune al becului si pentru alimentarea circuitului de masurare. Circuitul de masurare contine celula fotovoltaica (CF) care genereaza un semnal electric proportional cu fluxul luminos pe care il primeste de la becul B prin intermediul eprubetei M ce contine solutia la care se masoara concentratia.

 

  

Schema bloc a homoglobinometrului electronic: ST-stabilizator de tensiune; B-bec 12V / 0.2A F-filtru optic; M-eprubeta cu proba a carei concentratie se masoara (proba de sange); CF-Celula fotovoltaica; AD-amplificator operational; I-instrumentup pentru afisarearezultatelor; P1 potentiometru pentru reglajul deb 0%; P2-potentiometru pentru reglajul de 100%.                                                               

 

 

Semnalul este amplificat de catre amplificatorul operational (AD), iar la iesirea amplificatorului se obtine un curent ce se masoara cu instrumentul I; acest instrument are doua scale de masurare: pentru transmitanta T care este o scala liniara si pentru densitatea optica A reprezentata printr-o variatie logaritmica. Amplificatorul circuitului de masurare este realizat cu circuitul integrat ROB 101. Pe intrarea inversoare este aplicat semnalul de la celula fotovoltaica iar pe intrarea neinversoare se aplica tensiunea culeasa de pe cursorul potentiometrului P1. Potentiomatrul P1 compenseaza efectul iluminarii parazite iar cu potentiometrul P2 se regleaza curentul maxim ce trece prin instrument. Caracteristica spectrala a celulei fotovoltaice are lungimea de unda la sensibilitatea maxima de 540 nm pe un interval spectral de 480-600nm. Lungimile de unda mentionate corespund domeniului cuprins intre albastru-verzui si portocaliu iar lungimea de unda pentru sensibilitatea maxima este plasata in banda verde-galbui.

 

             

 

                                 

2.5.2 APARAT PENTRU DETERMINAREA GLICEMIEI

        

 

Functionarea aparatului se urmareste pe baza urmatoarei figuri:

 

Schema bloc a aparatului GLICETEST: T-traductor; O-oscilator; AEM-amplificator cu esantionare-memorare; I-inversor; CAN-convertor analog-numeric; AS-afisaj numeric; CT-circuit de temporizare; D-dioda electroluminiscenta; SA-sursa de alimentare.

 

Oscilatorul O furnizeaza impulsuri dreptunghiulare a caror frecventa poate fi aleasa intre 700-1000Hz si au un factor de umplere de 50%. Oscilatorul este realizat cu un circuit cu consum scazut. Impulsurile dreptunghiulare alimenteaza traductorul T si comanda circuitul amplificator cu esantionare-memorare (AEM) pentru a realiza o detectie sincrona. In traductor impulsurile electrice sunt transformate in impulsuri luminoase ce se reflecta de pe proba de masura. La suprafata de reflexie aceste impulsuri luminoase sufera o modificare in amplitudine si spectru luminos, lumina reflectata fiind purtatoare a informatiei utile. Tot traductorul T transforma aceste impulsuri luminoase in impulsuri de tensiune al caror nivel este functie de proba de masura. Impulsurile de tensiune avand un nivel scazut, de ordinul mV sunt amplificate si detectate sincron cu prelevarea lor la iesire din traductor. Dupa detectia sincrona ce se realizeaza cu circuitul de esantionare-memorare se obtine un nivel de tensiune care este invers proportional cu concentratia de glucoza din sange. De aceea semnalul este trecut printr-un circuit inversor analogic astfel incat la iesirea acestuia se obtine tensiunea continua care este proportionala cu concentratia de glucoza din fiecare proba. Pentru a putea comanda convertorul analog numeric (CAN) semnalul mai este divizat pana la nivelul admis de CAN si de asemenea este trecut printr-un filtru de rejectie a brumului de retea si un filtru trece-banda pentru eliminarea zgomotelor de joasa si inalta frecventa. CAN digitizeaza informatia analogica si in continuare blocul de afisare numerica (AS) face aceasta informatie disponibila celor trei celule de afisaj. Pentru  a se produce corect reactia de culoare pe banda testoare dupa aplicarea picaturii de sange trebuie sa treca 60s. Temporizarea acestui interval de timp precum si semnalizarea corespunzatoare sunt realizate cu ajutorul circiutului de temporizare (CT). Dupa ce se aplica picatura de sange se reseteaza circuitul de temporizare CT prin actionarea comutatorului K aceasta determinand comanda inhibarii afisajului care nu va functiona pe timp de un minut si se comanda dioda electroluminiscenta-LED-ul (D) care va lumina in contratimp cu afisajul. Dupa un minut reactia a avut loc si banda testoare se introduce in traductor avand loc determinarea si afisarea concentratiei de glucoza din sange. Sursa de alimentare S este constituita dintr-un adaptor de la retea sau in cazul utilizarii aparatului pe teren un set de baterii.

 

 

 

 

2.6APARATE CU ULTRASUNETE

 

 

2.6.1 DETECTOR DE PULS FETAL CU ULTRASUNETE

 

 

         Functionarea aparatului se bazeaza pe efectul Doppler. Daca se transmite un fascicul continuu de unde ultrasonore inspre cordul fetal, datorita miscarilor cordului, unda reflectata are frecventa modificata. Se obtine astfel un semnal reflectat de pe structura in miscare (cordul  fetal), a carui frecventa difera de cea a semnalului ultrasonic incident. Semnalul receptionat cu frecventa modificata datorita efectului Doppler este prelucrat si transformat intr-un semnal de audiofrecventa care se poate asculta in difuzorul aparatului sau in casti. Traductorul este realizat cu doua cristale piezoceramice, unul pentru emisie, altul pentru receptie, separate printr-un perete dintr-un material cu impedanta acustica mare. Frecventa de excitatie a cristalului emitator este reglabila in domeniul 1.5-2.5 MHz. Intensitatea ultrasunetelor emise este foarte mica sub 10mW/cm2, astfel incat nu sunt influentate activitatile fiziologice ale organismului si nu se ajunge la modificari celulare. Detectia batailor cordului fetal se poate face din saptamana a 10-a de sarcina.

         Aparatul are in componenta unitatile functionale de baza: emitator, receptor si sursa de alimentare. Emitatorul realizat cu blocurile electronice lucreaza pe frecventa de 1,8 MHz. Reglarea frecventei de lucru se face actionand asupra bobinei din oscilatorul OSC. Semnalul de la iesirea oscilatorului este aplicat etajului separator S cu rol de stabilizare a frecventei, de unde este preluat atat de catre amplificatorul de radiofrecventa (ARF) din canalul de emisie cat si de mixerul MIX. Amplificatorul de radiofrecventa amplifica in tensiune semnalul furnizat de separatorul S dupa care este amplificat in putere de catre etajul final (EF). Semnalul asfel prelucrat este transmis pastilei piezoceramice emitatoare din traductor (T). Excitatia cristalului are loc la frecventa de rezonanta  f=1,8MHZ. In cazul in care aparatul urmeaza sa functioneze cu un alt traductor decat cu cel cu care a fost livrat, frecventa de lucru poate fi modificata la orice valoare cuprinsa in domeniul 1,5-2,5MHz. Fasciculul ultrasonic emis spre cordul fetal este reflectat de acesta si captat de pastila piezoceramica receptoare din acelasi traductor T. Semnalul receptionat cu frecventa modificata datorita efectului Doppler ce ia nastere la reflexia de pe cordul fetal in miscare, este convertit in traductor intr-un semnal electric de radiofrecventa si amplificat in tensiune de catre amplificatorul AI. Mixerul echilibrat MIX realizeaza diferenta dintre frecventa semnalului emis si frecventa semnalului receptionat, obtinandu-se astfel deviatia de frecventa Doppler. AAF este un amplificator de audiofrecventa care amplifica in tensiune semnalul de joasa frecventa si care este apoi amplificat in putere de catre amplificatorul AP. In difuzorul D se aud bataile cordului fetal cu o intensitate reglabila dupa dorinta. Sursa de alimentare SA furnizeaza tensiunile necesare functionarii blocurilor electrice din aparat, realizand posibilitatea de alimentare de la reteaua de 220V/50Hz sau de la baterii cu tensiunea de 9V.

 

 

2.6.2 DETECTOR DE FLUX SANGUIN CU ULTRASUNETE

 

 

         Aparatul functioneaza pe baza efectului Doppler, obtinandu-se un semnal auditiv determinat de viteza de curgere a sangelui prin vase sau de miscarea peretilor inimii. Asparatul furnizeaza si un semnal pentru inregistrator, obtinandu-se in acest fel o curba corespunzatoare variatiei in timp a vitezei de curgere a sangelui. Fiind prevazut cu trei frecvente de lucru (2, 4, 8MHz) aparatul prezinta largi posibilitati de explorare a circulatie de la nivelul vaselor sanguine superficiale pana la cele de adancime. Pe baza sensului deviatiei Doppler se poate indica pe cale optica si sensul de curgere a sangelui in vasul sanguin.

         Aparatul functioneaza cu emisie continua de ultrasunete pe una din cele trei frecvente, cu trei traductoare separate. Frecventa de lucru este comutata automat la conectarea traductorului ales pentru aparat. Detectia sensului de curgere se face folosind doua mixere comandate in cuadrtatura si detectia fazei semnalelor Doppler rezultate. Frecventa de lucru este selectata automat de catre circuitul de selectie automata a frecventei de lucru (CFS) prin recunoasterea valorii unei rezistente montate in mufa fiecarui traductor. Oscilatoarele O1, O2, O3 functioneaza pe o frecventa (18,16,32MHz) de patru ori mai mare decat cea de lucru deoarece blocul formator de semnal FS care furnizeaza semnalele locale pentru mixerele (MIX1 si MIX2) divizeaza cu patru frecventa de intrare. Blocul formator de semnal FS si etajul final EF sunt realizate cu circuite integrate datorita frecventei ridicate de lucru. Amplificatorul de intrare de radio frecventa (ARF) este realizat cu tranzistoare cu efect de camp pentru obtinerea unei dinamici mari si a unui zgomot minim. ARF este un amlificator selectiv cu filtrele de banda comutate impreuna  cu frecventele de lucru. Mixerele MIX1 si MIX2 sunt in inel cu diode comandate direct; filtrele trece-sus (FTS1 si FTS2) asigura eliminarea componentei continue produse de reflexiile datorate tesuturilor fixe, de transmisia parazita directa intre pastila emitatoare si cea receptoare din traductorul TR si a frecventelor joase datorate peretilor vaselor de sange. Acesti paraziti au amplitudini mult mai mari decat semnalul util. Semnalul de audiofrcventa, avand frecventa egala cu deviatia Doppler, determinata de fluxul (viteza) sangelui din vas, poate fi auzit in casca sau in difuzorul D. Sesizarea sensului de curgere se face in blocul logic (BL) prin limitarea semnalelor de joasa frecventa, transformarea lor in semnale dreptunghiulare si determinarea relatiei de faza care exista intre ele. Semnalul dreptunghiular, de frecventa egala cu deviatia Doppler, este utilizat in circuitul de iesire pentru inregistrator pentru formarea semnalului de iesire pentru inregistrator, semnal de tip analogic avand valoarea proportionala cu deviatia de frecventa Doppler respectiva.

 

 

2.6.3 APARATURA DE DIAGNOSTIC CU ULTRASUNETE PRIN VIZUALIZARE

 

 

         Printre tehnicile de obtinere a imaginii unor structuri interne cu ultrasunetele au o serie de avantaje importante: sunt neinvazive, permit investigatii in timp real, datorita dimensiuni mici a traductorului, permit selectarea de catre operator in mod interactiv a zonei de investigat. Imaginea ultrasonica reprezinta proprietatile mecanice ale tesuturilor (parametrii ca densitate si elasticitate) proprietati puse in evidenta de interacsiunile dintre undele macanice si tesuturi, interactiuni convertite in semnale electrice procesate si in cele din urma transformate intr-o imagine. Zonele in care imaginile ultrasonice sunt utile cuprind structurile cardiace, sistemul vascular, fatul si uterul, organele abdominale ca ficatul, rinichii, vezica biliara si ochii. Sunt si zone in care ultrasunetele nu creaza imagini de calitate: pungile de aer sunt reflectoare foarte bune pentru ultrasunete, motiv pentru care ele nu pot patrunde in plamani si intestine; oasele atenueaza mult ultrasunetele, cea ce face ca explorarea creierului de adult cu ultrasunete sa fie dificila.

         Un parametru important al ultrasunetelor dirijate sub forma de fascicol este intensitatea acustica,  I, definita ca puterea acustica pe unitatea de suprafata.

         Pe masura ce impulsul se propaga in corp intensitatea lui acustica scade proportional cu distanta de propagare. Atenuarea acustica creste de asemenea cu frecventa. Un coeficient tipic de atenuare pentru tesuturile moi este 1 dB/(cm * MHz). Rezulata de aici compromisul fundamental in cazul imaginilor ultrasonice: pe masura ce frecventa creste pentru a obtine rezolutii mai bune adancimea de explorare scade. Tipic pentru explorari abdominale in profunzime se folosesc frecvente de 2,5....3,5 MHz, pentru organe situate aproape de suprafata si in pediatrie se foloseste frecventa de 5MHz, iar frecventele de 5...15MHz sunt rezervate explorarii unor structuri mici ca de exemplu tiroida, testiculele, vasele periferice si ochiul. Impulsul ultrasonic este emis si receptionat de traductoare piezoelectrice. Materialul piezoelectric este o ceramica policristalina care converteste energia electrica in energie acustica si invers. Traductorul este sursa si ochiul sistemului de obtinere a imaginilor si se plaseaza de obicei direct pe piele. Traductoarele sunt construite in asa fel incat sa realizeze urmatoarele functiuni principale: imagini ultrasonice de calitate, asigurarea securitatii pacientului si operatorului si manevrabilitatea. Elementul activ al traductorului il constituie ceramica piezoelectrica care are forma unui disc. Discul piezoceramic este polarizat in grosime si fetele discului sunt metalizate. Daca pe fetele metalizate se aplica o tensiune ia are ca rezultat modificarea grosimii discului si invers: modificarea grosimii discului are ca rezultat aparitia unei tensiuni electrice pe fetele metalizate. Aplicarea unor impulsuri foarte scurte de tensiune are ca efect excitarea discului piezoceramic care isi modifica grosimea periodic, transmitand mediului inconjurator unde acustice. Frecventa acestor oscilatii rezulta astfel incat grosimea discului sa fie jumatate din lungimea de unda mecanica in materialul piezoceramic (frecventa de rezonanta macano-electrica a discului).La frecventa de rezonanta, oscilatiile dimensionale ale discului au tendinta sa se automentina indiferent daca excitatia este electrica sau mecanica. Din punctul de vedere al imaginilor ultrasonice trenul de oscilatii transmis in tesuturi trebuie sa fie cat mai scurt posibil de ordinul unei lungimi de unda pentru ca rezolutia pe directia de emisie sa fie cat mai buna si cu o energie acustica cat mai mare raportata la energia electrica aplicata. Spatele traductorului nu trebuie sa contribuie la formarea unor ecouri false si sa asigure o banda de frecvente convenabile. Din acest motiv in spatele traductorului se plaseaza un strat mai gros dintr-un material cu o densitate foarte mare si cu o putere de absorbtie care atenueaza din punt de vedere mecanic traductorul (largeste banda de frecvente a traductorului) si absoarbe oscilatiile transmise spre spatele discului. Efectul global al stratului de atenuare spate este scurtarea trenului de unde ultrasonice emise, lucru avantajos din punct de vedere al rezolutiei axiale a imaginii, cu pretul unui randament energie acustica-energie electrica mult inrautatit. Avantajul este atat de important incat aceste straturi sunt folosite la toate trductoarele ultrasonice de diagnostic. Propagarea undelor de pe fata discului piezoceramic in corpul uman depinde de discontinuitatile de medii intalnite. In punctele de discontinuitate au loc reflexii. Reflexiile sunt utile cand vin din tesuturi, fiind folosite pentru obtinerea imaginilor ultrasonice si sunt nedorite cand sunt provocate de interfete traductor-corp uman. Reflexia la aceasta interfata este foarte puternica datorita diferentei mari de impedanta acustica intre materialul traductorului (titanat de plumb) si corpul uman; puterea treansmisa fara o adaptare intre materialul piezoceramic si corpul uman este de numai 4%. Adaptarea se poate realiza cu mai multe straturi (in practica 2-3 straturi). Performantele traductorului sunt determinate si de forma fasciculului emis. Forma campului ultrasonic al unui traductor de suprafata finita poate fi calculata cu ajutorul principiului lui Huygens, potrivit caruia frontul de unda in orice punct este anvelopa sumei tuturor undelor sferice radiate de fiecare din numarul infinit de puncte al suprafetei radiante. Pentru ajustarea formei fasciculului se folosesc lentile mecanice. Efectul de modificare a formei fasciculului poate fi obtinut si prin fragmentarea traductorului in mai multe elemente si prin excitarea elementelor cu ajutorul unor linii de intarziere. Focalizarea electronica este folosita in legatura cu traductoarele multi element din care in ultrasonica de diagnostic cele mai raspandite sunt traductoarele cu sir liniar de elemente. Aceste traductoare permit obtinerea unor imagini ultrasonice 2D prin excitarea secventiala a elementelor.

         Un caz special al traductorului multielement cu sir liniar de elemente il constituie traductorul la care elementele sunt foarte mici, deschiderea traductorului fiind de 1,5-2,5cm. La receptie un ecou dintr-un punct din corpul omenesc este receptionat de fiecare element dupa un timp care difera de la un element la altul si care depinde de distanta dintre punct si element. Diferentele pot fi compensate electronic, realizandu-se focalizarea receptiei pe punct, efectul fiind intarirea ecourilor receptionate din punctul respectiv si suprimarea receptiei ecourilor din alte puncte. Aceasta compensare electronica se face cu linii de intarziere si circuite de dafazare care fac ca ecourile de la punctul considerat sa se insumeze coerent. Pentru fiecare linie de explorare atat la emisie cat si la receptie, sistemul de calcul si control asociat aparatului determina si comanda intarzierile si defazajele necesare. Examinarea vitezei de curgere a sangelui se face cu ajutorul unor traductoare spaciale concepute pentru aceasta aplicatie formate dintr-un emitator piezoceramic si un receptor piezoceramic montate in aceias structura. Se emite continuu un semnal acustic si se receptioneaza continuu ecourile reflectate (Doppler continuu). Ecourile fiind receptionate continuu de la elemenetele aflate in drumul fasciculului ultrasonic, rezulta de fapt un spectru de frecvente Doppler. Pentru  a depasii necorelarea frecventelor Doppler cu pozitia in spatiu a structurii care a determinat devierea de frecventa sa asociaze traductorului multi element cu scanare electonica modul de lucru Doppler in impulsuri. Scanarea electronica permite selectarea unei linii pentru mod de lucru Doppler. In loc sa se emita o unda sinusoidala continua se transmite un tren scurt de sinusoide. Sistemele Doppler in impulsuri au si alte proprietati legate de principiul de incertitudine a lui Heinsenberg. Pentru a localiza precis esantionul in spatiu este necesar ca trenul emis sa fie cat mai scurt pentru ca un tren scurt asociaza o banda mai larga de emisie si conform principiului de incertitudine a lui Heisenberg pe masura ce precizia localizarii in spatiu creste, scade precizia de determinare a vitezei. Sistemele de creare a unor imagini ale interiorului corpului uman cu ajutorul ultasunetelor formeaza imaginea pornind de la ecourile provenite de la structurile interne iradiate de fascicului ultrasonic. Imaginea este creata pornind de la doua ipoteze importante: ultrasunetele se propaga liniar si viteza de propagare in tesuturi este cu o buna aproximatie constanta.

 

 

2.6.4 APARAT DE TERAPIE CU ULTRASUNETE

 

        

         Aparatele de terapie cu ultrasunete contin generatoare electrice care produc energia de inalta frecventa, reglabila de la 0,05 W pana la 30 W si frecventa de  la 800 kHz pana la 1000 kHz.n Pe partea de tratament, generatorul alimenteaza traductorul piezoelectric de ultrasunete, care transforma energia electrica de inalta frecventa in energie ultrasonica mecanica (efect piezoelectric invers).

         Deoarece frecventele proprii de rezonanta ale capului sonic, traductorului T, mare, cu diametru de 2,8 cm, si mic, cu diametru de 1,3 cm sunt diferite (840kHz, respectiv 870kHz), s-au realizat doua oscilatoare (O) pilotate cu cuart. Capetele sonice au pastilele piezoceramice acoperite cu un strat subtire de crom. Frecventa de rezonanta a oscilatoarelor este in domeniul 5100kHz care este armonica a -6-a a frecventei proprii de rezonanta a pastilelor piezoceramice (850kHz) utilizate la realizarea capetelor sonice. Pentru a diminua influenta sarcinii asupra stabilitatii frecventei oscilatoarelor s-a prevazut un etaj separator (ES) realizat cu optocuploare. Blocul de programare a duratei tratamentului (PDT) contine un ceas de tratament pilotat de un oscilator care are frecventa de 100Hz. Reglajul puterii ultrasonice (RP) dorite se face cu ajutorul unui potentiometru de reglaj dispus pe panoul aparatului. Intensitatea (proportionala cu puterea) ultrasonica este afisata (ASP) de un instrument analogic in W/cm2. Aparatul dispune de doua regimuri de lucru: un regim continuu de emisie a ultrasunetelor si un regim intermitent (in impulsuri).nFrecventa de modulare pentru regimul de tratament in impulsuri este de 50Hz si se obtine prin divizarea cu 2 a frecventei ceasului de tratament, factorul de umplere este de ¼.

         Indicarea cuplajului corect intre traductorul (capul) ultrasonic (peste 50% din suprafata capului) se bazeaza pe masurarea defazajului dintre curentul si tensiunea aplicata traductorului: cand cuplajul este perfect , defazajul este de circa 240 grade. iar cand cuplajul se inrautateste, defazajul creste la 270-280 grade (acest fapt este sesizat si se decupleaza ceasul de tratament simultan cu diminuarea puterii ultrasonice livrate). Pentru masurarea unghiului de de defazaj, un transformator de curent furnizeaza o tensiune unui comparator de faza. Dupa compararea cu tensiunea de pe traductorul ultrasonic, pentru defazajul maxim se cupleaza un releu care decupleaza ceasul de tratament (si diminueaza puterea ultrasonica). Semnalul de inalta frecventa se aplica etajului prefinal (PF) prin intermediul unui repetor pe emitor. Etajul prefinal (EF), in clasa C, asigura excitarea corespunzatoare a etajului final (EF). Cuplajul  intre etaje este inductiv (prin transformatoare pe tori de ferita de inalta frecventa). Etajul final (EF) este un repetor pe emitator, in clasa B, care lucreaza la rezonanta pe o sarcina capacitiva realizata de pastila piezoceramica a traductorului. Puterea maxima ultrasonica radiata este de 13W.

 

 

 

2.7ECHIPAMENTE DE DIAGNOSTIC PRIN TOMOGRAFIE COMPUTERIZATA

 

 

2.7.1 METODE SI ECHIPAMENTE DE DIAGNOSTIC PRIN TOMOGRAFIE  COMPUTERIZA

 

 

         Prin tomografie se intelege vizualizarea unui stat subtire dintr-un corp tridimensional. Printr-o dispunere adecvata a emitatorului si detectorului in jurul obiectului investigat se obtin semnale doar din stratul dorit si printr-o prelucrare numerica cu ajutorul calculatorului acestea se combina intr-o imagine .Zonele din afara stratului de vizualizat nu dau semnale si nu introduc nici paraziti in imagine. In opozisie cu acestea, la tehnica Roentgen clasica, se obtine o proiectie la care zone (parti) din diferite adancimi apar in aceeasi imagine. Ele se pot suprapune si prin aceasta se pot pierde informatii importante.

         Tomografia Roentgen computerizata a fost primul sistem de vizualizare a tehnici medicale la care toate marimile masurate se digitizeaza si apoi sunt prelucrate pur digital. Printr-un baleiaj corespunzator si reconstructie numerica, se obtin sectiuni cu rezolutie buna .

         Pentru redarea imaginilor cu ultrasunete se folosesc impulsuri de ultrasunete strans colimate cu care se exploreaza suprafetele de discontinuitate ale organelor corpului. Metoda se foloseste in primul rand in cazul organelor abdominale si in ginecologie. Se obtin imagini, chiar si fara reconstructie numerica, care sunt comparabile cu cele obtinute prin tomografie Roentgen computerizata sau cu cea cu rezonanta magnetica .In cazul acestei metode, digitizarea si prelucrarea numerica a semnalelor de masurat ofera o rezolutie mai buna si o calitate superioara a imaginii. Cercetarile actuale se refera la perfectionarea algoritmilor de reconstructie a imaginii, marirea rezolutiei si inlaturarea parazitilor.      

         Tomografia cu rezonanta magnetica nucleara (RMN), ca metoda total noua de vizualizare a starnit un mare interes. Prin testarea cu impulsuri de inalta frecventa, utilizand un camp magnetic foarte intens, se masoara repartitia protonilor si reactia lor la interactiunea cu mediul, obtinandu-se o imagine. Prin aceasta pot fi caracterizate tesuturile si organele corpului, prin proprietatile lor, ceea ce nu se putea realiza cu sistemele prezentata mai sus. Metoda se aplica in principal la vizualizarea partilor moi ale corpului. Si aceasta metoda poate fi perfectionata prin prelucrarea digitala a semnalelor masurate, reconstructia numerica si inregistrarea marimilor.

         Principalele avantaje ale tomografiei cu rezonanta magnetica nucleara sunt:

              -metoda este neinvaziva, putand fi aplicata in aproape toate domeniile medicinii;

              -datoritA energiilor reduse ale cuantelor campului de radiofrecventa utilizat in  tomografia RMN, probabilitatea producerii unor formatiuni neoplazice este practic egala cu zero;

              -imaginile obtinute au o rezolutie buna evidentand si distributia densitatii nucleelor de hidrogen in corpul uman, ca atare metoda este superioara, din acest punct de vedere al tomografiei cu raze X sau ultrasunete;

              -permite delimitarea precisa a extinderii spatiale a tumoriilor sau a organelor umane;

              -permite obtinerea de imagini in timp real in cazul investigatiilor cardiace;

              -permite analiza neinvaziva ,”in vivo” a modificarilor patologice a tesuturilor,          reprezentand o metoda de diagnostic in faza incipienta a formatiunilor tumorale maligne;

              -permite realizarea de investigatii relativ la modificarile metabolismului celular prin analize chimice neinvazive;

              -permite determinarea locala a debitelor sanguine in interiorul sau la suprafata corpului uman;

         Razele Roentgen, ultrasunetele si rezonanta magnetica nucleara faciliteaza deci trei metode de tomografie computerizata, care in principiu, se poate afirma ca nu concureaza intre ele din punct de vedere medical, ci se completeaza reciproc. Caracteristicile principale ale acestor trei metode si ale echipamentelor de tomografie computerizata corespunzatoare sunt prezentate in urmatorul tabel    

 

 

Caracteristicile metodelor de tomografie computerizata

Metoda   Caracteristici	Roentgen	Rezonanta magnetica nucleara	Ultrasunete
Radiatia	Raza Roentgen (transmisie) 50-150 keV	Inalta frecventa (IF) 10-80 MHz	Ultrasunete, 2-10 MHz
Emitator	Tub cu anod circular, putere in impuls 40kW	Emitator de IF cu bobina	Traductor piezoelectric
Detector	Cristal de scintilatii sau detector cu gaz	Receptor de IF cu bobina	Traductor piezoelectric
Actiunea radiatiei	Absorbtie si dispersie in tesuturi	Inductie electromagnetica	Reflexie de pe suprafata de discontinuitate cu masurarea timpului parcurs de radiatie
Marimea reprezentata	Coeficientul de absorbtie Roentgen	Densitate de protoni si timpi de relaxare (inductie nucleara libera)	Impedanta acustica
Reconstructia imaginii	Convolutie si retroproiectie	Transformare Fourier (eventual cu retroproiectie)	Testare pe rand cu masurarea timpului parcurs, convolutie cu retroproiectie in dezvoltare
Utilizare tipica	Diagnosticarea partilor moi din creier, abdomenul superior, torace, extremitati	Diagnosticarea partilor moi din intregul corp	Parti moi din abdomenul superior, ginecologie, mamografie
Probleme	Rezolutie limitata prin doza de radiatie si marimea detectorilor	Sensibilitatea limiteaza rezolutia; timp mare de masura, sensibil la campuri parazite; probleme de ecranare	Perturbatii de faza, focalizare, umbriri
Stadiu	Masurari de rutina	Primele sisteme comerciale in 1985	Masurari de rutina

 

Caracteristicile echipamentelor de tomografie computerizata

Echipamentul         Caracteristici	Roentgen	Rezonanta magnetica nucleara	Ultrasunete
Rezolutia	0,5 mm	1 mm (la sectiune in tot corpul)	2 mm lateral 1 mm longitudinal
Grosime strat	1 mm	Circa 5 mm	5 mm
Durata de masura/timp de explorare	> 1 s	0.5/20 min	1/100 s
Matricea imagine	512 x 512	256 x 256	128 x 128
Rezolutia semnalului	14 biti	< 16 biti	4/8 biti
Reconstructie, nr. operatii /s (OPS)	200 MOPS	Circa 10 MOPS	Posibil si fara reconstructie numerica
Marimea programului de reconstructie	Cativa kocteti	Cativa kocteti
Marimea intregului program	Cativa mocteti	Cativa mocteti
Pret (EURO)	14.000-27.000	100.000-150.000	5.000-10.000

 

 

2.7.2 TOMOGRAFIA ROENTGEN COMPUTERIZATA

 

 

         Tomografia Roentgen computerizata nu poate fi efectuata fara participarea unui calculator programat sa prelucreze informatiile culese si sa vizualizeze imaginea sectiuni explorate. Metoda se bazeaza pe masurarea coeficientului de absorbtie global pe diferite trasee  cuprinse in planul sectiunii investigate. Fasciculul ingust exploreaza sectiunea prin corpul omenesc facand translatii si rotatii. ”Raza ” ingusta X este generata de o sursa Roentgen si colimata corespunzator. Sectiunea fasciculului este de numai cativa milimetri patrati. Dupa ce a strapuns organismul si a fost partial atenuata, raza este captata de un detector de intensitate, care masoara fluxul fasciculului emergent. Fasciculul ingust de radiatii produs de sursa X, traverseaza corpul in planul sectiunii analizate, suferind o atenuare. Detectorul X capteaza fasciculul si furnizeaza un semnal electric proportional cu fluxul energetic al fasciculului. Cu cat atenuarea prin corp este mai mare, cu atat semnalul obtinut rezulta mai mic.

         Ansamblul sursa X-detector executa explorari pe traseele paralele incluse in planul sectiuni. Sectiunea investigata din corp se incadreaza intr-o matrice cu elemente patratice de cativa milimetri patrati fiecare. Pe laturi, matricea contine un numar de elemente: N=128 sau chiar N = 320. Pacientul imobilizat expune in instalatie sectiunea S. Matricea de reprezentare NxN localizeaza conturul  si detaliile semnificative ale sectiuni S in coordonatele (x,y), cu originea in centru 0. Pe traiectoria sa, fasciculul traverseaza un numar de elemente din matricea NxN. Fiecare element E (x,y), intersectat in sectiunea investigata, este caracterizat de un coeficient de absorbtie a radiatiei Roentgen. De exemplu pe scara EMI, cuprinsa intre -500 si +500, aerul are coeficientul de absorbtie -500, apa 0, sangele +6, tesutul osos +500. In esenta, tomografia Roentgen computerizata furnizeaza pe baza explorarilor, coeficientii  de absorbtie locala pentru totalitatea elementelor cuprinse in conturul S. De fapt, tabelul valorilor nu este analizabil prin observatia si de aceea informatia continuta  in matricea coeficientilor de atenuare se transforma, cu ajutorul unor convertoare analog-numerice, intr-un semnal de imagine afisabil pe ecranul unui monitor TV. In analogie cu o radiografie obisnuita, elementele puternic absorbante vor fi luminoase, iar cele penetrante vor fi inchise. Pentru ca imaginea afisata sa fie optima, instalatia poate fi reglata la un contrast al reprezentarii, la care gama coeficientilor de absorbtie sa se extinda intre alb si negru. Imaginea tomografica obtinuta din calculator poate fi redata si in culori. Pentru aceasta, se aloca in mod conventional culori distincte fiecarei gradatii de valori ale coeficientilor, astfel alese incat diversele organe si structuri vizualizate sa fie reprezentata omogen. Numarul maxim de elemente analizate fiind NxN, numarul coeficientilor necunoscuti este foarte mare, pentru a explicita coeficientii este nevoie de un sistem larg de ecuatii (NxN). Pentru rezolvarea sistemului de ecuatii au fost propuse mai multe metode . Unele dintre acestea au fost preluate si in cadrul tomografiei computerizate cu rezonanta magnetica  nucleara pentru reconstructia imaginilor. In ultimul timp s-a pus la punct o cale de obtinere a imaginii tomografice, prin metoda filtrarii proiectiilor. Echipamentul ACTA necesitand un volum mic de calcule, ce se efectueaza in timpul explorarii. Imaginea se construieste imediat dupa incheierea masurarilor pe ecranul unui monitor TV color. Liste culorilor folosite se asociaza intervalelor de valori ale coeficientilor de absorbtie. Timpul de culegere a datelor a fost redus substantial prin conectarea simultana a unui numar mare de detectoare semiconductoare. Explorarea simultana paralela , cu 256 de detectoare dispuse pe un arc circular si tot atatea fascicule colimate de la o singura sursa de radiatii X, permite reducerea timpului total pentru obtinerea imaginii la numai 10-20 secunde.

 

 

2.7.3 TOMOGRAFIA COMPUTERIZATA CU REZONANTA MAGNETICA NUCLEARA

 

 

         Tomograful cu RMN s-a impus in principal datorita calitatii sale de a oferi o tehnica de diagnostic medical complet neinvazive, lipsita de orice risc, datorita absentei radiatiilor daunatoare organismului, inerente tehnicilor de tomografie computerizata deja cunoscute.

 

2.7.3.1 Principiile obtinerii imaginilor prin RMN

 

         Principiul fizic. Baza fizica a RMN este magnetismul nuclear. Se stie ca nucleele atomilor care contin un numar impar de nucleoni poseda moment unghiular intrinse (de spin). Aceste nuclee poseda deci dipoli magnetici, caracterizati prin moment magnetic, putand fi asemanate cu bare magnetice microscopice cu poli nord si sud. Deci nucleele magnetice se comporta ca niste bare magnetice microscopice. Momentele magnetice nucleare sunt cu cateva ordine de marime mai mici decat cele associate miscarii electronice din atom sau ion.

         Prin metoda de rezonanta magnetica nucleara se poate pune in evidenta magnetismul nuclear. In absenta unui camp magnetic extern vectorii moment magnetici sunt orientati intamplator astfel incat efectele lor se anuleaza. La actiunea unui camp magnetic extern static vectorii moment magnetic raspund, incercand sa se alinieze directiei campului. Pentru proton, principalul izotop al hidrogenului, care se gaseste din abundenta in corpul uman, sunt presupuse doua stari energetice de baza: paralel (spin-sus) si antiparalel (spin-jos) corespunzand starii de joasa, respectiv inalta energie. Diferenta de energie este proportionala cu valoarea campului magnetic.

         In realitate momentele magnetice nu se aliniaza exact cu axa campului extern ci sunt inclinate. Exista o analogie intre miscarea unui proton intr-un camp magnetic extern si a unui titirez (giromagnet) in camp gravitational. De mentionat  ca titirezul se anvarteste in jurul axei sale de simetrie datorita momentului sau cinetic. Gravitatia exercita un cuplu si atfel forteaza partea de sus intr-o miscare de precesie. Protonul ce poseda un moment de spin cuantificat va avea si el o miscare de precesie datorita cuplului creat de interactiunea dintre momentul magnetic de spin si campul magnetic exterior. O imagine mai sugestiva a miscarii de precesie a magnetizarii intr-un camp magnetic si stationar este data in urmatoarea figura:

                                                                  

Miscarea de precesie nucleara in cazul unui camp magnetic

 

 

Daca forta de gravitatie ar putea fi marita, ritmul miscarilor de precesie ar creste. In precesia nucleara o intensificarea a intensitatii campului magnetic duce la cresterea cuplului si deci a frecventei de precesie. Frecventa de precesie este de asemanea functie de tipul nucleelor in studiu: protonii, de exemplu, au o miscare de precesie mult mai rapida decat nucleele de fosfor.

         Pentru obtinerea de imagini ale tesuturilor umane protonul se preteaza cel mai bine din cauza abundentei lui chimice, izotopice si a momentului  magnetic favorabil. Dupa cum este stiut, H2, cu nucleul avand un singur proton, se gaseste in organismul uman care contine 50-75% H2O. Lipidele si proteinele contin si ele de asemenea atomi de hidrogen.

         Magnetizatia macroscopica manifestat prin aceea ca la o grade K toate momentele magnetice sunt alienate in directia campului magnetic exterior, pe cand la temperatura camerei, energia termica favorizeaza trecerea nucleelor pe nivelul cu energie inalta. Ca urmare, la scara microscopica, numai un numar mic de nuclee sunt in plus pe nivelul energetic scazut, fata de cele de pe nivelul energetic ridicat. Magnetizatia longitudinala este orientata in lungul directiei vectorului camp magnetic extern. Aceasta magnetizatie longitudinala este folosita pentru inducerea semnalului de RMN in bobina receptorului instalatiei de tomografie cu RMN .

         Rezonanta magnetica nucleara se stabileste printr-un echilibru  determinat de campul magnetic si temperatura. Nucleele sunt in echilibru termic cand numarul tranzitiilor de pe nivelul energetic scazut pe nivelul energetic ridicat (tranzitii directe) este egal cu numarul tranzitiilor inverse. Fara a crea rezonanta aceste tranzitii nu genereaza un semnal detectabil. Tranzitiile directe pot fi generate si prin absorbtie de radiatie electromagnetica, sub forma de impulsuri.

         RMN apare cand se aplica o energie electromagnetica de radiofrecventa avand frecventa egala cu cea de precesie, determinand trecerea momentelor magnetice din stare de orientare paralela (energie scazuta) in cea antiparalela (energie inalta). Campuri magnetice alternative de frecvente radio se produc usor cu ajutorul bobinelor. Proba se introduce in interiorul bobinei unui circuit oscilant, iar un camp rezonant de RF va genera tranzitiile momentelor magnetice. Directia campului magnetic de RF care se aplica sub forma de impulsuri trebuie sa fie perpendicular pe directia campului magnetic. Cand pe cele doua nivele energetice exista un numar egal de momente magnetice, acestea se vor compensa magnetic, iar magnetizatia longitudinala dispare.

         Magnetizatia transversala este produsa de un camp magnetic de RF care este reprezentata printr-un vector ce se roteste sincron cu miscarea de precesie a momentelor magnetice; daca frecventa campului de RF este egala cu frecventa de precesie a protonului, acesta, in miscarea sa de precesie, va absorbi energie. Cresterea energiei inseamna de fapt trecerea momentelor magnetice din starea paralel (energie scazuta) in cea antiparalel (energie inalta). In figura de mai jos se prezinta simplificat instalatia pentru experienta de RMN: producerea precesiei printr-un impuls de RF si receptionarea semnalului de rezonanta nucleara corespunzator indus in bobina.

 

 

Reprezentarea simplificata a unei instalatii pentru realizarea experientei de rezonanta magnetica nucleara

 

 

Un impuls a campului magnetic de RF care a rotit magnetizatia cu 90 grade se numeste impuls de 90 de grade. Aceasta rotire determina o miscare de precesie in faza a momentelor magnetice individuale

         Imagini cu RMN. Daca se suprapun gradientii campului liniar pe campul magnetic principal, acest camp magnetic este modificat de-a lungul directiei selectate, realizandu-se o variatie spatiala a intensitatii campului magnetic. In practica semnalele sunt culese de la o multime de elemente spatiale deci inductia nucleara libera (INL) este un semnal continand multe frecvente diferite care pot fi extrase. In asemenea situatii pentru a determina frecventele individuale (spectrul) se foloseste transformata Fourier. Astfel, o forma complexa de semnal este analizata in functie de frecventele care o compun. Frecventele individuale si amplitudinile asociate lor (proportionale cu densitatea nucleara la o locarizare spatiala particulara) vor putea fi extrase. Simbolul TF implica faptul ca cele doua domenii sunt legate prin transformata Fourier. Frecventele celor doua semnale definesc localizarea probei in directia gradientului x. Intr-o situatie mai generala localizarea probelor poate diferii atat dupa coordonatele x cat si dupa y. Transformata Fourier a semnalelor INL, rezultate produce proiectii ale densitatii nucleare pe aza x si  axa y. Din aceste proiectii o imagine poate fi reconstruita prin metoda reproiectiei. O reproducere fidela a obiectului necesita mai multe proiectii diferite. Acestea pot fi obtinute prin rotirea gradientului cu cresteri unghiulare mici, fiecare proiectie dand astfel o vedere specifica a obiectului.

         Excitatia selectiva a unei sectiuni. Pentru a obtine o imagine in sectiune trebuie excitata o sectiune subtire. Aceasta se obtine de obicei facand ca excitatia de RF sa fie selectiva spatial. Largimea benzii de frecventa a impulsului de excitatie impreuna cu radientul de camp restrang excitatia la nucleele din sectiune.

         Timpii de relaxare. S-a ilustrat principiul de generare a semnalului de INL si codificarea spatiala cu ajutorul gradientilor de camp. Imaginile astfel produse sunt in esenta harti ale densitatii protonilor continuti in tesut sub forma de apa si molecule de lipide. Magnetizarea transversala nu este dependenta numai de numarul protonilor care contribuie la formarea semnalului, ci si de caracteristicile lor de miscare, manifestate prin asa numitii timpi de relaxare. Aceasta legatura este poate trasatura distincta, cruciala care deosebeste RMN fata de CT cu raze X. In timpul perioadei de precesie libera dupa disparitia impulsului de excitatie magnetizarea revine la starea de repaus originara prin procesul numit relaxare, caracterizat prin doua constante de timp T1 si T2. O analogie termodinamica simpla este bazata pe conceptul de “spin-temperatura”. Dupa excitarea de RF spinii pot fi considerati fierbinti. Mediul la care ne referim poate fi perceput ca radiator cu mare capacitate, absorbind excesul de energie a nucleelor prin contact termic. Spinii excitati disipa excesul lor de energie in mediu. Totusi spinii sunt efectivi, in realitate, izolati de mediu. Deci transferul de caldura este lent si timpii de relaxare sunt lungi (in apa pura timpul de relaxare timp-mediu la temperatura camerei este de 3s, in tesutul biologic variaza intre cateva sute de ms si 2min.).

         Timpul de relaxare T1. Relaxarea timp-mediu este echivalenta cu revenirea la magnetizatia longitudinala. Timpul de relaxare spin-mediu (spin-retea), T1 care arata revenirea componentei longitudinale a magnetizatiei in directia campului magnetic, la valoarea de repaus, dupa aplicarea unui impuls de 90 grade. La T1 secunde dupa aplicarea impulsului de 90 grade magnetizatia ajunge la 63% din valoarea de repaus, dupa 2*T1 ajunge la 86%, iar dupa 3*T1 ajunge la 95% din valoarea de repaus. Raportul semnal/zgomot rezultat dintr-un singur semnal de INL nu este, de obicei, suficient pentru a permite obtinerea unor imagini de calitate. Din acest motiv se detecteaza mai multe semnale INL, in aceleasi conditii. In functie de timpii de relaxare, magnetizatia longitudinala se reface mai mult sau mai putin in momentul aplicarii impulsului de RF urmator. Daca impulsul de excitatie apare la intervale de timp mult mai mici ca T1, amplitudinea semnalului de INL va fi puternic atenuata; deci regiuni cu T1 mic vor genera semnale mai putin atenuate decat regiunile cu T1 mare, deoarece T1 mare pentru tesuturile apoase variaza in functie de tesut, rezulta ca si gradul de atenuare a semnalului de rezonanta variaza. De exemplu, pentru creier si lichidul cerebrospinal (LCS) care au densitati de protoni apropiate, se poate obtine un contrast bun tenant de T1. Daca timpul de repetitie a impulsurilor de RF se miscoreaza, tesutul explorat in T1 mare (LCS) va aparea in imagine mai inchis, obtinandu-se un contrast mai bun.

         Restabilirea inversata. O metoda prin care se poate obtine un contrast si mai bun este restabilirea (revenirea) inversata. Vectorul magnetizatie este defazat cu 180 grade cu un impuls de RF cu o durata de doua ori mai mare decat durata pentru defazare cu 90 grade (impulsul de 90 grade). In acest moment nu se poate obtine un semnal detectabil pentru ca mgnetizarea este longitudinala. La un timp dupa defazarea initiala se aplica alt impuls de RF care realizeaza defazare cu inca 90 grade, creandu-se astfel o magnetizare transversala a carei marime va fi dependenta de raportul timp/T1. Pentru simplitate sa presupunem ca in momentul aplicarii impulsului de 180 grade, magnetizarea este la echilibru si densitatea nucleelor este aceeasi pentru cele doua regiuni. Deoarece incepe cu o inversare a magnetizatiei, urmata de restabilirea lui T1, procedeul este numit restabilire inversata. Semnalul INL este detectat imediat dupa aplicarea celui de-al doilea impuls de RF. Intensitatea relativa a semnalului de rezonanta nucleara este in mod evident dependenta de rapotrul timp/T1 si imaginile astfel obtinute depind de T1.

         Timpul de relaxare T2. S-a aratat ca semnalul INL dispare in timp Deoarece componenta transversala a magnetizatiei se anuleaza dupa aplicarea impulsului de RF. Daca campul magnetic static ar fi perfect omogen, constanta de atenuare ar fi egala cu T2 numit timp de relaxare spin-spin sau timp de relaxare transversal. Aceasta situatie nu este reala; in practica campul magnetic generat de electromagneti rezistivi sau superconductori prezinta intotdeauna un oarecare grad de neomogenitate. Constanta efectiva de timp, care determina atenuarea semnalului T2* este de aceea totdeauna mai mica decat T2. Magnetizatiile diferitelor elemente spatiale vor precesiona mai repede sau mai incet, in funtie de valoarea locala a campului magnetic static. Ca urmare, va aparea o defazare treptata intre vectorii magnetizatiei, care se desfasoara sub forma de evantai si, eventual, magnetizatia se poate anula. Magnetizatia transversala variaza exponential in timp cu constanta de timp T2. In cazul fluidelor T1 este aproximativ egal ce T2, pe cand in cazul solidelor este mai mare ca T2.

         Spin-ecoul. Magnetizarea transversala initiala, atenuata datorita lui T2, poate fi restabilita prin aplicarea unui impuls de RF de 180 grade dupa impulsul initial de 90 grade mutand magnetizarea partial defazata intr-o pozitie asemanatoare reflexiei intr-o oglinda fata de axa Oy. Astfel spinii cu miscare mai rapida pot sa-i prinda din urma pe cei cu miscare inceata ducand la o refocalizare completa la timpul t. Procedeul de refocalizare cu ajutorul impulsurilor de 180 grade poate fi inteles folosind ca analogie o alergare. Cand la timpul t=0 adica la inceputul cursei toti alergatorii sunt pe o linie de start; dupa un anumit timp fiecare a parcurs o distanta determinata de viteza individuala a fiecarui alergator. Daca la acest moment toti isi inverseaza sensul de alegere si pastreaza acelasi ritm de alergare atunci ei vor ajunge la linia de plecare din nou la timpul 2t. Se observa ca in timp ce semnalul INL se atenueaza cu o constanta de timp T2* mai mic decat T2, amplitudinea spin-ecoului se atenueaza cu o constanta de timp T2, care este adevaratul timp de relaxare spin-spin. Considerand jumatatea descrescatoare a spin-ecoului obtinem un semnal a carui amplitudine este dependenta de raportul t/T2.

         Luand din nou in considerare cazul creierului si a LCS-ului si presupunand ca in momentul aplicarii impulsului de 90 grade magnetizatia longitudinala este la valoarea de echilibru, iar perioada de repetitie a impulsurilor de 90 grade satisface relatia T>T1; imaginea obtinuta va fi ponderata in T2. Daca T~T1, imaginea care va rezulta va evidentia o dependenta atat in T1 cat si in T2; pentru intarzierile mici dintre impulsuri tesuturile cu T2 mic sunt luminate puternic in imagine; comportarea opusa se observa la valori mari a lui t.

 

2.7.3.2 Aplicarea fenomenului de RMN in medicina

 

         Nucleul de hidrogen, protonul este cel mai simplu si mai abundent element din organismul uman. Tesuturile omenesti sunt formate in mare parte din protoni,  iar densitatea de protoni este o caracteristica a fiecarui tesut. Imaginea reconstruita in RMN ne arata imprastierea protonilor intr-o sectiune dar ea poate sa contina si alti parametri (timpii de relaxare) care dau informatii despre structura chimica a tesuturilor si cu ajutorul carora se pot discerne tesuturi cvasidense, dar de structuri diferite, cum sunt de exemplu creierul si lichidul celebrospinal. Tomografia cu RMN furnizeaza imagini ale densitatilor spinilor nucleari, ale vitezelor de relaxare ale magnetizarii nucleare, ale vitezelor de curgere a fluidelor si ale deplasarilor chimice. Nucleul cu cea mai mare sensibilitate in detectia RMN este cel al atomului de H2. In compozitia substantelor biologice exista si alti izotopi ce poseda spini nucleari dar care au abundenta naturala sau o concentratie relativ scazuta in tesuturile umane si ca atare pot fi foarte greu detectate prin RMN. Metoda RMN s-a impus in special in diagnosticarea creierului prin contrastul foarte bun, putere mare de separatie a tesuturilor in functie de timpii de relaxare si prin alegerea libera a directiilor de sectionare.

         Realizarea practica a unui tomograf implica numeroase dificultati tehnice. Datorita volumului mare de calcule, complexitatii ecuatiilor matematice ce descriu campul, proiectarea se face cu ajutorul calculatorului.

         Structura tomografului computerizat cu RMN difera de la un constructor la altul, functie de metoda de reconstructie a imaginilor adoptatt, modul de excitatie, sistemul de magneti. In general se pot pune in evidenta blocuile prezentata in schema bloc din urmatoarea figura:

 

Schema bloc a tomografului computerizat cu RMN: SM-sistem de magneti; BRF-bobine de radiofrecventa; SG-Sistem de gradienti; SC-sistem de calcul; PF-procesor Fourier; CG-comanda gradienti; ACG-amplificare si control gradienti; GSRF-generare selectare RF; ARF-amplificator RF; E-emitator; C-comutator; R-receptor; A-adaptor; CAN-Covertor analog-numeric; SP-sistem periferic; SFM-sistem fotografic multiformat; UME-unitate de memorie externa.

 

Una din caracteristicile tomografiei computerizatecu RMN este absenta aproape in totalitate a

partilor mecanice in miscare. Spre deosebire de tomografia computerizata cu raze X, tomografia computerizata cu RMN nu este o tehnica a transmisiei, adica nu este nevoie sa se roteasca sau sa se deplaseze o sursa in planul tomografiei. Deschiderea sursei de excitatie este in frecventa nu in spatiu; selectia spatiala este realizata transformand frecventa semnalului intr-o functie unica a coordonatelor spatiale. Aceasta se obtine prin suprapunerea gradientilor campului magnetic peste campul magnetic principal.

         Sursa de excitatie este un emitator de RF, care ceeaza un camp magnetic variabil, perpendicular pe campul magnetic static. Raspunsul nucleelor din tesuturi la excitatia de RF induce un semnal de RF in bobina receptorului. Analiza acestui semnal in functie de frecventa si amplitudine permite reconstructia imaginii.

         In afara de echipamentul digital folosit la memorarea si prelucrarea datelor, procesorul si sistemul de vizualizare, tomograful computerizat cu RMN se aseamana  foarte putin cu tomograful computerizat cu raze X .

         Deoarece parametrul cheie in RMN este inductia magnetica a campului, aceasta face ca sistemul de magntti (SM) sa fie elementul cel mai critic. El genereaza campul static de inductie, intens, riguros omogen, stabil in timp si cat mai extins in spatiu. Trebuie ca la un diametru al probei de 0,5m talpile polare sa mentina o omogenitate de 10-10 ppm sub aspectul variatiilor temporale si spatiale. Se utilizeaza campuri magnetice cu inductii de 0,15-2T. in cresterea inductiei semnalul detectat este mai puternic, dar se inrautateste raportul semnal/zgomot, cresc pierderile prin curenti turbionari si se atenueaza frecventele inalte. Inductia magnetica optima a campului pentru obtinerea imaginilor cu  RMN este inca un subiect controversat. In timp ce adancimea de patrundere a campului de RF scade cu cresterea inductiei magnetice, exista o crestere foarte mare a sensibilitatii detectiei  odata cu cresterea inductiei magnetice. In practica medicala este importanta reducerea duratei de explorare si imbunatatirea rezolutiei spatiale. Rezultate bune pentru imagini ele intregului corp sau obtinut cu inductii de 35T .Pentru a produce campul magnetic static necesar magnetizarii nucleelor exista patru tipuri de magneti :

-permanent (miez feromagnetic premagnetizat) ;

-rezistiv (miez feromagnetic excitat electric);

-rezistiv(conductor de cupru au aluminiu, excitat electric);

-supraconductor (conductor de niobium-titan la temperatura criogenica);

         Magnetii permanenti sunt cei mai economici, realizeaza inductii magnetice maxime de 0,3T, au nevoie de temperaturi foarte stabile pentru a realiza omogenitatea campului si au o greutate mare (10 tone).

         Magnetii rezistivi realizeaza o inductie maxima a campului de 0,2T  au un consum foarte mare de energie electrica, au o fiabilitate marita.

         Magnetii supraconducatori permit producerea de campuri magnetice foarte puternice (pana la 2T la un diametru de 100 cm), sunt foarte scumpi, au nevoie de heliu si azot ca lichide de racire, au un camp magnetic foarte stabil. Cele mai multe CT-uri cu RMN utilizeaza magnetii de tipul rezistiv cu miez feromagnetic excitat electric sau supraconducator.

         Sistemul de gradienti (SG) este elementul important care permite obtinerea de informatii separabile despre probe. Prin suprapunerea unui gradient-camp liniar variabil in spatiu si constant in timp peste campul static (realizat de obicei prin constructia talpilor polare oblice ) la o anumite frecventa, numai o anumite suprafata in volumul studiat va rezona. Valoarea gredientului de camp magnetic determina rezolutia imaginii. Datorita micilor neomogenitati ale campului magnetic din interiorul corpului, lucru care se explica prin susceptibilitatile magnetice diferite ale moleculelor care alcatuiesc organismul, apar gradienti locali de camp magnetic numit gradienti de fond. Gradientul aplicat intregului corp trebuie sa aiba in zona investigata o valoare mult mai mare decat gradientul local de fond pentru a obtine rezolutie buna si din aceasta cauza valoarea gradientului aplicat intregului corp creste spre valori de 10 T/m. Astfel de valori fiind greu realizabile, s-a elaborat o secventa de aplicare a unor impulsuri de gradient si impulsuri de radiofrecventa care sa diminueze mult efectul gradientului de fond. Secventa de impulsuri incepe cu un impuls de radiofrecventa de 90 grade la momentul t=0. Acest impuls este urmat de alte cinci impulsuri de radiofrecventa de 180 grade. Receptionarea semnalului util se face la momentul t=10*3,14; 3,14 este o baza de timp pentru aplicarea secventei de impulsuri si valoarea lui se alege experimental pentru a obtine atenuarea maxima a gradientului de fond (100-300 microsec.). In intervalul dintre primul si al doilea impuls de 180 grade se aplica un radient pozitiv de amplitudine A. In urmatoarele doua intervale se aplica un gradient negativ, de aceiasi amplitudine, dupa care in ultimul interval din nou se aplica un gradient pozitiv. Cu aceasta tehnica valoarea gradientului aplicat intregului corp se reduce de aproximativ 10 ori fata de metoda directa (impuls de 90 grade urmat de aplicarea gredientului si detectia semnalului) la aceiasi rezolutie.

         Bobina de RF (BRF) genereaza campul magnetic de excitatie (curenti mari) si culege semnalele INL purtatoare de informatii (curenti mici). Campul generat de bobinele de RF actioneaza perpendicular pe campul magnetic static principal. Receptia se poate face si cu alta bobina speciala adaptata orthogonal. Asa cum omogenitatea campului magnetic static este o calitate a unui magnet, avand implicatii asupra calitatii imaginii si omogenitatea campului de RF este un parametru important.

         Emitatorul (E) produce un semnal de RF foarte stabil, care este transmis bobinelor de radiofrecventa; semnalul este amplificat pana la nivelul corespunzator excitarii prin impulsuri. Puterea emitatorului este de 1-10kW dar pacientul primeste doar cativa  wati.

         Receptorul (R) capteaza din bobinele de RF semnalul de inductie nucleara libera (INL) care este de ordinul microvoltilor (semnal de circa 10 ori mai mic decat cel emis) il amplifica intr-un etaj de preamplificare, dupa care il mixeaza intr-o banda de audiofrecventa cu una sau doua etaje de amplificare.

         Sistemul de achizitii de date (SAD) receptioneaza, amplifica, filtreaza, mixeaza semnalul de INL cu un semnal de la un oscilator local pentru reducerea frecventei in domeniul audio, il prelucreaza in scopul reducerii zgomotului prin mediere in blocul adaptor (A) si cuantifica printr-un convertor analog numeric (CAD) semnalul rezultat, transpunand apoi datele obtinute intr-o memorie sau la procesorul Fourier.

         Sistemul de calcul (SC) reconstituie imaginea din datele obtinute, realizeaza prin sistemul periferice (SP) dialogul cu operatorul, comanda, controleaza si supravegheaza functionarea celorlalte subsisteme. Semnificatia semnalelor INL si deci natuta prelucrarii lor la care acestea sunt supuse in cadrul sistemelor de achizitie si de prelucrare difera functie de tehnicile de excitatie, detectie si reconstructie folosite. La instalarea CT cu RMN trebuie avut in vedere faptul ca materialele feromagnetice din vecinatate pot produce distorsiuni ale campului magnetic al sistemului, degradand astfel calitatea imaginii, iar campul magnetic al sistemului poate interfera cu cel al altor aparate electromedicale.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

3 METODE DE DETECTIE

 

 

 

 

        Detectia simpla. Ca urmare a aplicarii impulsului de RF pentru excitatie, apare semnalul de RMN (INL). Daca proba este omogena transformata Fourier (TF) a semnalului INL da un semnal cu un singur varf in domeniul frecventelor. Transformata Fourier produce de fapt doua componente in cuadrtatura. Numai componenta defazata cu 90 grade fata de impulsul de RF este folosita pentru imagini. Aceasta detectie nu ofera informatii asupra dispunerii spatiale a protonilor.

         Detectia selectiva. Asa cum s-a mai aratat, daca peste campul static se suprapune un gradient de camp frecventa de rezonanta este o functie de coordonatele spatiale in lungul directiei gradientului. Informatii unidimensionale asupra distributiei spatiale a protonilor se codifica in componentele de frecventa in INL. Daca gradientul este liniar, transformata Fourier este o proiectie unidimensionala, perpendiculara pe directia gradientului, a distributiei protonilor excitati de-a lungul directiei gradientului.

         Directia intarziata (pregatita). Aceasta tehnica intarzie directia cu un anumit timp dupa excitatie. In timpul acestei perioade, magnetizatia spinilor este lasata sa evolueze intr-un gradient de camp, care, in general, poate fi dependent de timp. Spinii vor avea o miscare de precesie la frecvente dependente de timp si de spatiu, frecvente determinate de valoarea campului magnetic. La sfarsitul acestei perioade pregatitoare spinii din interiorul fiecarei regiuni s-au rotit cu un unghi de faza proportional cu integrala de timp a campului magnetic. In acest fel, o coordonata spatiala, de-a lungul directiei gradientului, este codificata in fazele semnalelor INL ce se detecteaza.

         Gradienti oscilanti. Presupunand ca bobina de gradient este strabatuta de curent alternativ, gradientul de camp va oscila peste tot cu exceptia unui plan unde va fi zero, plan numit “ plnul nul”. In acest plan nul , campul rezultant va fi constant. Este posibil sa se aplice o secventa repetitiva de impulsuri de RF, necorelata cu gradientul oscilant, in asa fel incat semnalele  INL sa aiba o stare stabila oriunde gradientul este nul. In celelalte regiuni semnalele INL, afectate de gradientul oscilant, sunt randomizate, media lor fiind nula. Planul nul poate fi deplasat in lungul axei prin modificarea valorii tensiunii de alimentare a bobinei de gradient. Se obtine astfel o rezolutie unidimensionala. Luand in considerare si gradientii oscilanti se obtin rezolutii bi- si tridimensionale.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

4 METODE DE RECONSTRUCTIE A IMAGINII

 

 

 

 

a)      Reconstructia din proiectii. In cazul reconstructiei din proiectii a imaginii,

transformatele Fourier ale semnalelor INL sunt interpretate ca proiectii ale unor functii care reprezinta fie densitati de nuclee de un anumit tip, fie valori ale timpilor de relaxare T1 si T2, fie combinatii ale acestor marimi.

         a.1. Metoda transformatei Radon . Problema reconstructiei din proiectii a fost formulata si rezolvata pentru prima data de catre Radon in 1917. Solutia simpla si directa data de Radon are la baza observatia ca proiectiile unei functii nu sunt altceva decat rezultatul unei transformari integrale liniare aplicate functiei. Transformarea inversa aplicata proiectiilor va avea ca rezultat chiar functia originala.

         a.2. Metoda convolutiei. Principiul metodei convolutiei poate fi obtinut fie din formula transformatei inverse a lui Radon, fie pe baza proprietatilor transformatelor Fourier ale proiectiilor si ale functiei originale. In ambele cazuri se ajunge la exprimarea functiei imagine sub forma integralei convolutiei dintre functiile proiectiei si o functie filtru.

         Una din variante este aceea de a obtine filtru printr-o transformata Fourier inversa dintr-un raspuns elaborate in domeniu frecventa. Caracteristicile acestor filtre sunt impuse intr-o maniera oarecum artificiala, principalul scop fiind acela de a obtine un filtru trece-jos pentru a elimina, in acest fel efectele esantionarii asupra proiectiilor. A doua varianta pentru obtinerea filtrelor are la baza diferitele tipuri de cuadraturi (metoda trapezului, Simson) care pot fi folosite pentru calculul numeric aproximativ al integratelor ce apar in formula pentru metoda convolutiei. Un astfel de filtru este cel produs de Horn. Proprietatile filtrelor amintite sunt diferite. Filtru Ram-Lak are o rezolutie buna, este sensibil la zgomot si da contraste tari; nu atenueaza frecventele inalte. In opozitie cu acesta, filtru Horn atenueaza contrastele, suprima zgomotul si componentele de inalta frecventa. Filtrul Shepp-Logan are proprietati intermediare intre cele doua filtre de mai sus. Folosirea cu success al unuia sau altuia dintre filtre depinde si de proprietatile statistice ale functiei imagine. In unele cazuri este recomandabila folosirea de combinatii de filtre diferite, ajungandu-se astfel la compromisiuni acceptabile.

         a.3. Metoda transformatelor Fourier. Aceasta metoda de reconstructie din proiectii se bazeaza pe faptul ca transformata Fourier a unei proiectii dimensionale a unui obiect dimensional este egala cu sectiunea centrala a transformatei Fourier a obiectului. Rotind proiectile si deci sectiunea transformatei Fourier se poate construi initial intregul spatiu al transformatei Fourier si apoi obiectul reconstituit, aplicand transformata Fourier inversa. Se mentioneaza ca transformatele Fourier discrete ale proiectiilor genereaza o retea polara de puncte care aproximeaza transformata Fourier bidimensionala a imaginii. De aceea, pentru a obtine imaginea in coordonate carteziene este necesara o interpolare bidimensionala in planul Fourier, prin care se determina valorile transformatei in nodurile retelei carteziene.

         Mersereau si Oppenheim prezinta o varianta a metodei in care transformarile proiectiilor genereaza direct o retea patrata concentrica din care retea carteziana se obtine mai simplu printr-o interpolare unidimensionala. Algoritmul metodei poate fi sintetizat in urmatoarele etape:

-         calculul transformatei Fourier discrete unidimensionale pentru fiecare proiectie;

-         interpolare bi- sau unidimensionala in planul transformatei;

-         transformarea Fourier inversa discreta bidimensionala a retelei carteziene rezultata de la etapa precedenta.

Metoda este riguroasa din punct de vedere theoretic si in principiu permite obtinerea de imagini oricat de exacte. Studii, privind numarul proiectiilor necesare pentru reconstructie, functie de simetria imaginii si de gradul de rezolutie dorit, cat si asupra diferitelor variante de interpolare, au fost efectuate de diversi autori.

         a.4. Metode algebrice. Fie f(x,y) o functie imagine de banda limitata in care, in fiecare element functia imagine se considera constanta avand valoarea egala cu media valorilor functiei  f(x,y) din interiorul elementului.

        b. Reconstructia Fourier. Kumar a introdus o metoda de generare a proiectilor bidimensionale directe, fara a folosi reconstructia din proiectii unidimensionale. Se foloseste tehnica detectiei intarziate (pregatite). Dupa excitatie simpla, un gradient x este cuplat pentru o perioada de pregatire si semnalul este apoi detectat selectiv intr-un gradient y. Semnalul INL va depinde de o perioada de pregatire si de o durata de observare. Secventa se repeta schimband perioada de pregatire obtinand un set complet de semnale INL. Transformata Fourier a acestor semnale INL da o proiectie bidimensionala in lungul axei oz. In principiu, imagini tridimensionale pot fi obtinute prin tranformatele Fourier tridimensionale a unur semnale INL tridimensionale prin folosirea perioadelor pregatitoare in prezenta unui gradient z. Se pot construi imagini tridimensionale dintr-un set de proiectii bidimensionale. Daca excitatia simpla este inlocuita cu excitatia selectiva (iradiere dupa un model spatial) se poate obtine o imagine bidimensionala a unei sectiuni subtiri in planul xoy. Metoda foloseste un volum mare de date si necesita timpi mari pentru calcule, dar are o sensibilitate buna, apropriata de cea a metodei reconstructiei din proiectii.

         c. Metoda regiunii sensibile. Metoda a fost introdusa de Hinshaw. Impulsul de RF cu faza alternativa, sunt aplicate periodic astfel incat magnetizarea va avea o stare stabila numai in regiunile cu camp constant. Folosind gradienti oscilanti, regiunile cu camp constant vor fi planurile nule. Folosind un gradient oxcilant x, intensitatea semnalului observat depinde de numarul de spini din interiorul unei fasi subtiri definite de planul nul. Prin modificarea alimentarii bobinelor de gradient se determina deplasarea planului nul pe axa ox. Pe masura ce planul nul se deplaseaza se obtine o proiectie unidimensionala dupa axa ox. Daca se adauga un gradient oscilant indirect de aceiasi frecventa, regiunea cu camp constant se reduce la linia de intersectie a planurilor nule corespunzatoare. Adaugand un gradient oscilant z regiunea se va reduce la un punct. Viteza de baleiere este scazuta; pentru reducerea timpului de calcul se poate reduce zona explorata. Folosind o excitatie selectiva cu un gradient z si gradienti oscilanti x si y la o singura trecere a liniei sensibile prin proba se obtine o imagine bidimensionala a unei sectiuni

         d. Metoda iradierii selective. Folosind o iradiere selectiva intr-un gradient x si o detectie selectiva intr-un gradient y se obtine o proiectie unidimensoinala definita de gradientul y, a unei sectiuni data de gradientul x. In acest mod se examineaza succesiv un set de sectiuni paralele. Proiectiile ce se obtin permit construirea treptata, linie cu linie, a imaginii bidemensionale a proiectiei pe planul xoy a obiectului tridimensional. Pentru a obtine imaginea unei sectiuni se mai adauga o faza de excitatie dupa metoda restabiliri inversate ce precede faza de excitatie selectiva. Excitatia prin metoda restabilirii inversate foloseste un gradient z si impulsuri de RF modulate pentru  a satura spinii peste tot cu exceptia unei sectiuni subtiri. O fasie din aceasta sectiune este apoi excitata selectiv intr-un gradient x si detectata selectiv intr-un gradient y. Transformata Fourier a semnalului INL detectat da imaginea fasiei. In ciclul urmator o alta fasie din aceiasi sectiune este excitata si detectate dupa o excitatie prin metoda restabiliri inversate. Este posibil sa se excite simultan mai multe fasii, paralele dar neadiacente cu impulsul de RF modulate corespunzator si cu detectie in gradienti x si y. Toata informatia asupra imginii este continuta intr-un singur semnal INL. Rapotrul semnal/zgomot poate fi imbunatatit folosind secvente repetitive de impulsuri si mediind semnalele INL obtnute. I acest mod se obtne o baleiere foarte rapida Aceasta metoda necesita gradient ce comuta rapid si impulsuri modulate. Imaginea se obtine progresiv, fapt ce poate fi considerat un avantaj.

 

 

4.1 METODE DE PRELUCRARE A IMAGINII

 

 

         Perfectionarea si ieftinirea tehnicii de calcul si progresele in redarea imaginilor prin mijloace moderne de televiziune au condus la rezultate remarcabile in tratarea numerica a imaginilor.

         Functia bidimensionala a unei imagini statice este in general o functie analogica , s(x,y)  ,exprimand de exemplu valoarea luminantei in orice punct al spatiului continuu (x,y). Pentru tratarea numerica a semnalului, acesta se prefiltreaza si se converteste in semnal digital, in conformitate cu teorema esantionarii bidimensionale. Functia de esantionare bidimensionala este nula in multimea punctelor ordonate prin reteaua spatiala numita grila. In figura urmatoare se arata doua distributii spatiale ale esantioanelor din mai multe variante posibile. Oricare esantion se invecineaza cu 8 puncte proxime. In unele procese de restaurare, valoarea corectata a esantionului  rezulta din luarea in calcul si a celor opt esantioane din jur. In detaliul b) se arata gruparea echidistanta a esantioanelor, in numar de cate sase in jurul fiecarui punct de esantionare . Acest tip de retea se utilizeaza cu precadere in procesul de identificare a contururilor in analiza automata a structurilor biologice.

         Pe masura perfectionarii sistemelor de prelucrare numerica a imaginilor, produsul MxN a evoluat de 64x64 catre 1024x1024. Pentru a obtine calitatea unei fotografii de dimensiunea cartii postale, este necesara o matrice de 600x900 puncte.

         Cuantizarea functiei de luminanta se efectueaza in raport cu exigentele puse. In cazul cel mai simplu imaginea se poate forma in alb-negru pe doua nivele, decizia facandu-se cu un discriminator de nivel ajustabil. Unele particularitati ale imaginii analizate si capacitatea subiectiva de analiza a vederii, conduc la posibilitatea cuantizarii neliniare a luminantei. Matematic, functia corespunzatoare este cea logaritmica. Daca imaginea nu este destinata vederii, se adopta criteriul cuantizarii optimale, bazat pe statistica functiei de luminanta, minimizand eroarea medie patratica.

         Reconstituirea imaginii dupa operatiile de prelucrare numerica presupune si o filtrare de interpolare. Daca insa pasii de esantionare sunt suficient de mici, interpolarea se realizeaza datorita proprietatii integratoare a vederii. O problema deosebita in tratarea numerica a imaginilor este reducerea volumului de date, fara ca sa fie afectata calitatea imaginii. O imagine cu NxN puncte contine un volum foarte mare de biti. Pentru reducerea formei canonice se iau in considerare caracteristicile semnalului imaginii. Metodele de reducere a redundantei au fost elaborate dupa diverse criterii: psihovizuale, codare diferentiala, transformari liniare, metode predictive. In cele ce urmeaza va fi prezentata metoda luminantelor artificiale, adecvata imaginilor destinate vederii cu dezavantajul unui volum de operatii in prelucrare ridicat. In figura ce urmeaza se arata schema bloc a instalatiei.

 

Micsorarea redundantei semnalului de imagine cu metoda luminantelor artificiale

 

 

Semnalul s(k,l)este divizat pe doua cai. Un filtru trece-jos separa componentele cu frecvente spatiale joase, pe canalul superior, reprezentand luminanta de fond. Calea inferioara din figura preia componentele de frecventa spatiala ridicata ce reprezinta contururile si schimbarile bruste de luminanta. Conform teoremei de esantionare, componentele de joasa frecventa necesita un numar redus de esantioane pe unitatea spatiala. Matricea punctelor de esantionare se poate micsora si de zece ori pe fiecare dimensiune; de asemenea, se poate reduce si numarul nivelelor de cuantizare . Imaginea componentelor de frecventa spatiala se obtine prin filtrare spatiala trece-sus; se preconizeaza un sistem operator de gradient discret . Urmarirea gradientului pe cele doua axe de desfasurare a functiei s(k,l) si trecerea eventual in coordonate polare conduce la detectia liniilor de tranzitie maxima, ce reprezinta de fapt curbele de contur.

         Urmarind in figura, semnificatia blocurilor se prezinta mai jos. Filtrarea componentelor de joasa frecventa (FTJ) este urmata de blocul de esantionare si cuantizare (EQ), dupa care se efectueaza codarea semnalului (COD). Pe cealalta cale, detectorul de contur (DC) este urmat de blocul de urmarire a conturului (UC) in coordonate ortogonale sau polare. Dupa obtinerea semnalului de reprezentare a contururilor se face codare in (COD). Cele doua semnale numerice rezultate din codare pot fi prelucrate, stocate sau transmise. In partea de restituire, dupa decodarea celor doua semnale se efectueaza filtrarile prin interpolare bidimensionala (INTB) respectiv prin reconstructie (FIRE). Insumarea celor doua semnale furnizeaza imaginea reconstruita pe cale numerica. Metoda asigura o reducere a volumului de date operate, de circa 10 ori fata de tratarea canonica.

         Compresia volumului de date fara generare de distorsiuni semnificative se mai realizeaza prin metoda planurilor de biti. O imagine cuantizata pe 256 nivele se descompune in 8 planuri de bit. Fiecare plan este analizat independent pentru reducerea redundantei pe cai statistice. Imaginile rezulta inca acceptabile la o reducere a volumului de 5 ori. Dispunand de functia numerica a imaginii bidimensionale, se initeaza procesele de restaurare sau de optimizare numerica. Deteriorarea imaginii produsa in mod frecvent se poate reprezenta prin modulul unui sistem liniar invariant prin translatie. Conditiile minimale de imbunatatire a semnalului degradat si incarcat cu zgomot, rezida in cunoasterea fenomenelor fizice care au provocat degradarea sau, cunoasterea apriorica a punctelor, segmentelor sau zonelor din imagine care corespund imaginii ideale.

         Unele procedee indicate in litteratura sunt abordabile cu echipamente de calcul mai putin costisitoare. Se amintesc urmatoarele prelucrari:

-filtrare numerica prin convolutie bidimensionala discreta;

-filtrari statistice;

-detectarea elementelor de contur;

-substractia elementelor nesemnificative;

-trasarea liniilor de echiluminanta;

-lupa de gri;

-prelucrarea contrastului;

-modificarea luminantei  medii;

-binarizarea imaginii;

-pseudocromatizarea imaginilor.

Dispunand de functia numerica a imaginii, prelucrarile de restaurare sau optimizare se efectueaza cu unitati de calcul mici sau medii pe baza de programe de calcul.

         Conceput intr-o arhitectura modulara, sistemul asigura orice combinatie intre urmatoarele posibilitati de prelucrare: convolutie, amplificarea sau reducerea dimensiunilor, transfocare, decupare, o matrice de 1024x1024 puncte, memorii de functii, tabele de pseudocromatizare, digitizare video cu mediere pe cadre, diverse tipuri de grafica si de aditionare alfanumerica, mijloace de interventie pe monitor.

 

 

 

 

 

5 TOMOGRAFIA COMPUTERIZATA CU ULTRASUNETE

 

 

 

         Procedeele de masurare si esantionare permit obtinerea de imagini in sectiune a caror reprezentare poate fi echivalenta cu cea a CT-ului Roentgen si cu RMN, dar nu necesita reconstrunctie numerica a imginii bazata pe considerente matematice. La echipamentele de astazi se poate utiliza reconstructia numerica a imaginii, obtinandu-se in acest fel o crestere a rezolutiei si o imbunatatire a calitatii imaginii. Toate procedeele de diagnostic medical cu ultrasunete se bazeaza pe tehnica impulsurilor reflectate (impulsuri-ecou).

         Un emitator de inalta frecventa excita cu oscilatii electrice de durata scurta (impulsuri) in traductor piezoelectric, care le converteste in oscilatii mecanice sub forma de ultrasunete, care apoi se propaga cu viteza ultrasonica in mediul de investigat. Frontul de unda rezultata este directionat intr-un fascicul ingust de traductorul ultrasonic catre organismul ce trebuie investigat. Cand fasciculul ultrasonic atinge o suprafata de discontinuitate dintre doua tesuturi care au impedante acustice (Z) diferite se produc reflexii ale undei incidente. O parte a energiei ultrasonice se reflecta in unda reflectata (impuls-ecou) reintorcandu-se la traductor, unde este transformata in semnal electric utilizat la reconstructia imaginii. O alta parte din unda ultrasonica incidenta se va refracta (transmite) pe suprafata de discontinuitate avansand spre zone mai indepartate (profunde).

         Traductoarele de ultrasunete sunt cuplate cu pielea pacientului printr-un gel special sau un mediu apos, care determina un drum fara aer pentru undele sonore si care au impedantele acustice de valori apropiate cu cele ale tesuturilor umane moi. Datorita valorilor apropiate ale impedantelor acustice a diverselor tesuturi moi din corp, coeficientul de reflexie acustica pot fi mai mici de 1% pe suprafetele de separatie ale acestor tesuturi. Dimpotriva, valorile impedantelor acustice ale oaselor si ale aerului difera mult de ale tesuturilor moi, incat la suprafata are loc o reflexie aproape totala a undei ultrasonice incidente, astfel incat accesul la organele sau tesuturile din spatele oaselor este ingreunat. Trebuie mentionate si atenuarea suferita de ultrasunete in tesuturi care este de circa 2dB/cm la o frecventa a ultrasunetelor de 2MHz. Aceasta pretinde calitate corespunzatoare electronicii de receptie.

         La vizualizarea in modul B are loc o miscare de explorare a faciculului ultrasonic in planul sectiuni corpului investigat si ecourilor obtinute sunt vizualizate prin modificarea instantanee a stralucirii spotului pe ecran (modulatie Z). Daca pozitia si directia momentana a traductorului de ultrasunete mobil este corelata cu pozitia si directia de deplasare a spotului luminos pe ecran se obtine o imagine bidimensionala la scara a sectiunii corpului cercetat. In acest fel se produce o imagine din puncte modulate in intensitate luminoasa (stralucire) numita imagine B (B de la “Brightness”) care este conforma cu sectiunea explorata. Deoarece se obtine o imagine bidimensionala a sectiunii corpului, metoda de vizualizare B este o metoda de tomografie ultrasonica.

         In modul de vizualizare B s-au realizat diverse mecanisme de explorare: explorare paralela (cu traductor multielement constand din 120 elemente piezoelectrice excitate succesiv), explorare sector (cu traductor ultrasonic rotit automat, fasciculul ultrasonic baleind o zona de forma unui sector de cerc,explorare compusa in care sunt posibile diferite miscari de explorare cu ajutorul unui sistem mecano-electronic).

         La instalatiile de diagnostic prin imagini cu ultrasunete rezolutia in directia de baleiere este limitata de lungimea fasciculului ultrasonic care variaza intre 2 si 6 mm. Totodata rezolutia este limitata si de numarul randurilor de imagine la circa 180, cu care se pot reprezenta pe ecran cu 256 sau 512 randuri. In schimb, rezolutia de-a lungul randului, in directia de intrare, la o durata a impulsului ultrasonic de 1microsec., creste pana la 1mm.

         Un aparat de explorare cu ultrasunete este compact, usor trasportabil, mult utilizat in practica medicala. Traductorul multi element este compus din 120 elemente piezoelectrice individuale de 2*4 mm patrati care emit impulsuri ultrasonice la o frecventa de baza cuprinsa intre 2 si 10MHz. Semnalele receptionate sunt amplificate logaritmic in functie de atenuarea in tesut a ultrasunetelor, filtrate si vizualizate pe ecran conform urmatoarei scheme.

 

Principiul metodei eco-impuls: GT-generator de tact; FTJ-filtru trece-jos; E-emitator; A-amplificator; PI-prelucrare de imagini; T-traductor ultrasonic.

 

 

Frecventa impulsurilor este de 2 pana la 5 KHz si nu poate fi marita mai mult din cauza timpului necesar pentru propagarea ecourilor prin tesut spre traductor. Oricum, aceasta frecventa este sufucient de inalta pentru a se obtine 15-30 imagini/s.

         Mai recent se foloseste in instalatiile de diagnostic prin vizualizare, utilizare ultrasunetele, prelucrarea numerica. In acest scop se folosesc memorii numerice pentru imagini, iar semnalele de ultrasunete reflectate sunt digitizate cu 4 pana la 8 biti si memorate. Prin prelucrare digitala si prelucrari speciale se poate imbunatatii calitatea imginii si creste rezolutia.

         In cercetarile care se intreprind la echipamente pentru diagnosticul prin vizualizare cu ultrasunete, se urmaresc variante in care sa se foloseasca algoritmii de reconstructie a imginii de la CT Roentgen. Aceste variante permit obtinerea unor rezolutii mai bune in toate directiile si o imbunatatire a calitatii imaginii. La aceste variante pacientul este explorat din diferite directii si imaginea se reconstruieste din proiectii, care se obtin cu ajutorul ultrasunetelor propagate prin tesuturi. In comparatie cu modul B conventional, CT permite obtinerea unor imagini superioare si cresterea rezolutiei.

 

                  

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

6 PRELUCRAREA ELECTRONICA A IMAGINILOR RADIOLOGICE

 

 

 

         Patrunderea electronicii in echipamentele de radiologie a condus la schimbari esentiale, atat in privinta reducerii dozei de iradiere cat si in privinta cresterii calitatii imaginilor radiografice. Progresele se realizeaza pe de-o parte cu instalatii de acreditare a luminantei iar pe de alta parte, cu sisteme de captare si prelucrare electronica a imaginilor, avand la baza echipamente de televiziune in circuit inchis si echipamente de calcul. Daca televizarea imaginilor radiologice a avut ca prim scop transferal imaginii in spatii lipsite de actiunea nociva a radiatiilor X, pentru protectia medicului radiolog s-a trecut la tratarea electrica a semnalului, in vederea imbunatatirii calitatii imaginilor redate pe cinescopul instalatiei.

         Metodele si tehnicile consacrate prelucrarii imaginilor acopera un domeniu larg de interese: imbunatatirea calitatii imaginilor sub diverse aspecte, transmiterea imaginilor la distanta, interpretarea pe calculator a continutului informational, de exemplu indentificarea contururilor si formelor din imagini, localizare, evolutie optimala intr-un spatiu opstacolat.

         Imaginea, in sens fizic, este o reprezentare spatiala a unor caracteristici sau proprietati de material, sau a unor expresii fizico-matematice, exprimabile cantitativ, prin simboluri alese conventional. De exemplu, imaginea bustului unui pacient luata in infrarosu poate furniza distributia temperaturii pielii. Suprafetele cu anumite valori de temperatura, discretizate in intervale de cateva zecimi de grad Celsius, pot fi indicate prin anumite culori, ce se aloca arbitrar.

         Radiografia Roentgen indica prin transparenta locala a filmului masura in care raza X a fost absorbita in procesul propagarii prin structurile biologice expuse iradierii. Atenuarea de propagare prin oase, de exemplu, fiind mai mare decat in tesuturile moi, conduce la o mai redusa innegriri a peliculei; oasele se deseneaza in alb (prin trasparenta). Fotografia obtinuta fixeaza in planul peliculei fotosensibile, prin intermediul unui sistem optic, caracteristicile optice de emisie, transmisie si de reflectare a luminii, ale corpurilor situate in spatiul real vizat de aparat. In mod obisnuit, imaginea este destinata vederii. In procesul de automatizare a analizei imaginilor cu calculatorul si robotizarea unor activitati pana nu de mult exclusiv umane, imaginile furnizeaza informatii ca orice alt sistem de intrare in sistemul electric respectiv. In acest sens, imaginea se considera un semnal bidimensional. Procedeul fotografic construieste imagini de o mare finete in gradatia de cenusiu. Granulele fotosensibile impresionate optic se transforma in procesul developarii in particule opace. In figura urmatoare este reprezentata densitatea optica in functie de logaritmul expunerii.

 

Functia densitatii optice a peliculei fotosensibile

 

 

Sensibilitatea peliculei, finetea granulatiei si contrastul stabilesc unele caracteristici ale imaginii de care se tine seama in analiza. Densitatea locala optica d(x,y)poate fi masurata obiectiv prin metode fotometrice. Privirea observatorului, cautand in desenul imaginii informatii despre forme, contururi si densitati face o analiza supusa legilor subiective ale vederii. Vederea prezinta proprietatea de a sesiza schimbarile de cenusiu din element in element de imagine, in raport cu aspectul in ansamblu al imaginii. Ochii se adapteaza la caracteristicile imaginii; adaptarea de ansamblu se face lent, dar permite in final o buna discriminare atat in imaginile intunecoase cat si in cele foarte deschise, asemanator vederii la lumina sau la umbra.

         Adaptarea locala a vederii in procesul explorarii imaginii este rapida si permite detectarea discontinuitatilor de luminozitate, caracteristice contururilor. Pelicula radiografica se plaseaza pe un camp luminos si se face analiza detaliilor imaginii, vizual. Ochii disting diferente abia perceptibile ale senzatiei de luminozitate direct proportionala cu fondul de luminozitate medie, L, adica rezulta o caracteristica a vederii constanta in limite largi ale luminantei medii, cu valoarea intre 0.01 si 0.02 in functie de individ. Prin cresterea contrastului in imagine se mareste variatia de luminozitate locala imbunatatindu-se capacitatea de discriminare a detaliilor din cliseu. Prelucrarea electronica a imaginii poate contribui la cresterea contrastului, imbunatatind accesul la informatiile continute.

         Discriminarea elementelor invecinate din imagine este conditionata si de puterea de separare a ochiului. Limita acuitatii vizuale se masoara in unghiul de deschidere vizuala sub care doua puncte sau linii nu se mai disting separat. In cazul vederii normale, acest unghi este de circa 1/60 grad. Privind un desen de la 30 cm distanta doua puncte distantate la mai putin de 0.1mm se confunda.

         Alternarea gradatiei de cenusiu pe o anumita directie luata in cadrul imaginii defineste asa numita frecventa spatiala, exprimata prin numarul de cicluri pe unitatea de lungime masurata pe directia data. Masurarea dimensiunilor unui cliseu fotografic poate conduce la aparitia unor neuniformitati de granulatie datorita iesirii din domeniul distantelor sub limita acuitatii vizuale. Pe de alta parte, o elaborare a imaginilor cu mult sub dimensiunile limita ale puterii de separare a vederii nu se justifica. S-a stabilit experimental sensibilitatea relativa a vederii, la alternarea elementelor de cenusiu intr-o imagine, ca functie de frecventa spatiala a acestor alternari. In urmatoarea figura este aratata curba sensibilitatii relative in functie de frecventa spatiala.

 

Sensibilitatea relativa a vederii (Sr) la detalii distincte invecinate, in alb-negru

 

Panta crescatoare a curbei de la valori mici ale frecventei spatiale denota un caracter diferentiator al vederii. Dincolo de maximul curbei, situate intre 5 si 10 cicluri pe grad, caracteristica devine scazatoare cu frecventa, adica vederea prezinta o proprietate de integrare a elementelor de imagine. Functia integratoare a ochiului permite realizarea unor desene in imagine in cenusiu cu elemente punctiforme sau linii cu densitati diferite pe unitatea de suprafata. De exemplu, se stie ca imaginea de televiziune in alb-negru se construieste din linii luminoase echidistante, orizontale, cu segmente mai luminoase sau mai intunecoase. Privind ecranul de la o distanta mai mare de 6 ori diagonala, se constata ca unghiul sub care cele doua linii invecinate se apropie sub 1 min. si apparent liniile se contopesc. Efectul de luminozitate rezulta din medierea luminiscentei elementului de suprafata, prin integrare.

         Imaginea, ca reflectare a realului , prezinta unele limitari calitative: compresia intervalului definit de luminantele extreme, granulatia ca fluctuatie (zgomot) in functia disponibila, distorsiuni, supraexpunerea sau subexpunerea, cu efect asupra valorii luminantei medii, neclaritatea contururilor . Daca imaginea este colorata, lista de mai sus se lungeste.

         Daca iamginea este trecuta de pe un suport pe altul, apar si alte modificari care degradeaza calitatea sa. Ansamblul metodelor si tehnicilor care tind sa compenseze efectele degradarii imaginii pentru a o readuce cat mai aproape de caracteristicile sale calitative initiale se numeste restaurare. Restaurarea este posibila prin tratare optica sau electronica a imaginii.

         Ansamblul metodelor si tehnicilor care trateaza imaginea pentru a-i da o forma cat mai adecvata unei analize in vederea extragerii unor anumite informatii se numeste optimizare. Analiza imaginii poate fi facuta de un observator sau de o instalatie automata. Daca imaginea este oferita in final spre analiza unui specialist in materie, criteriile directoare de imbunatatire calitativa a imaginii vor deriva din proprietatile caracteristice ale vederii umane.

 

 

 

        

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

7 IDEI SI PROBLEME IN TEHNOLOGIA MICROSISTEMELOR SI MICROROBOTICA

 

 

 

 

         Numeroase inovatii tehnice si economice sunt din ce in ce mai influentate de Tehnologia Microsistemelor (MST). In viitorul apropiat, MST va juca un rol decisiv pentru competitivitatea industriei in multe domenii, ca medicina, biotehnologie, tehnologia mediului, produse pentru automobile, instalatii. In prezent, domeniul medical este un excelent candidat pentru MST. Multe parti ale medicinei traditionale vor suferi transformari radicale, deoarece sunt in constructie metode si instrumente noi, adesea neobisnuite, toate bazate pe MST. Ele vor permite introducerea unor tehnici noi si mai eficiente de diagnosticare (cum ar fi endoscopia), sisteme de dozare implantabile, metode de telechirurgie, proteze neuronale.

         Un nou concept bazat pe dezvoltarile MST, terapia minimal-invaziva, este din ce in ce mai folosit . Pentru a se ajunge la focarul bolii sunt practicate incizii foarte mici sau sunt folosite chiar orificiile naturale ale corpului. Pentru a indeplini aceasta terapie sunt dezvoltate concepte variate, de la imbunatatirea instrumentelor deja existente, la endoscopia activa si  proiectarea de microroboti. Acestia din urma pot sa supravegheze, sa masoare si sa opereze. Nici un alt instrument medical nu a schimbat si nu a determinat un progres mai important pentru medicina ca endoscopul. De exemplu, o fibra optica subtire cu o sursa de lumina rece integrata si o camera video (endoscop) poate fi introdus printr-un orificiu natural al corpului sau printr-o incizie mica pentru a permite chirurgului sa vada campul de operatie. Daca este necesar, sunt practicate alte incizii mici pentru introducerea altor instrumente miniaturizate, cum ar fi cleme, ace, laturi, bisturie si tuburi de clatire/absorbire.

         Chirurgia minimal-invaziva este economica si va fi foarte importanta pentru dezvoltarea viitoare a medicinei. Controlul endoscopic urmat de indepartarea laparoscopica a calculilor biliare, apendicelui sau ovarelor este de acum o procedura standard. Azi 80% din calculi biliare sunt operasi cu ajutorul chirurgiei minimal- invasive. In viitor va fi posibila chirurgia cerebrala operand printr-o mica incizie in calota craniana; in acest scop vor fi folosite un endoscop special care sa taie si sa inlature tesuturile cu ajutorul unui microbisturiu.

         Desi chirurgul poate urmari operatia pe un monitor, exista inca numeroase probleme legate de chirurgia minimal-invaziva. Ranirile accidentale sau hemoragiile il obliga pe chirurg sa recurga rapid la metodele chirurgicale traditionale, care implica incizii mari. Operatiile endoscopice sunt mai dificile datorita dificultatilor de orientare cauzate de folosirea unui instrument controlat la distanta. Din cauza riscului potential, unele operatii necesare nu pot fi efectuate. De aceea, chirurgii au nevoie de instrumente delicate si foarte miniaturizate dotate cu microsenzori tactili pentru a realiza aceste operatii minimal-invazive. Dezvoltarea acestor instrumente este un domeniu in plina expansiune.

         Angioplastia este o alta tehnica a viitorului in care MST va juca un rol important. In acest caz, organele bolnave pot fi atinse mergand prin vene si artere fara a fi nevoie sa se faca incizii mari in corp. In prezent aceasta tehnologie este folosita pentru controlul petelor patologice de pe vasele de sange.

         Microcateterele active si microrobotii deschid calea catre metodele noi, in care instrumentele vor fi controlate de la distanta atunci cand se deplaseaza catre organul bolnav sau cand opereaza. El ar putea revolutiona chirurgia medicala practicata cu bisturiul. MST ar putea oferi solutii pentru tratarea afectiunilor cardiace coronariene. Au fost dezvoltate si aplicate  multe tehnici ce folosesc catetere balon care permit largirea arterelor restranse. Cateterele viitorului vor fi echipate cu sisteme integrate, cum ar fi instrumente de taiere si ar putea fi conduse de micromotoare si electronica de control situate chiar in interiorul cateterului. Aceste mecanisme inteligente ar putea cauta depozitele de grasime si chiagurile din vasele de sange, pe care apoi sa le elimine cu ajutorul instrumentelor integrate.

         O alta aplicatie in medicina este telemicrochirurgia, cum ar fi operatia chirurgicala folosind un stereomicroscop cu instrumente microstructurale speciale. Marirea fiind deosebita chirurgul are posibilitatea sa opereze pe bucati de tesut minuscule. Cele mai mari succese sunt asteptate in neurochirurgie si oftalmologie unde accesul la spatiul de operare este extrem de mic si deteriorarea unor vase mici de sange poate avea consecinte fatale. Chirurgia plastica foloseste deja aceasta tehnologie; microchirurgia manuala este limitata de imprecizia miscarii mainii chirurgului. Exista perspective mari in legatura cu “realitatea virtuala”, care ar putea de exemplu sa ajute microoperatiile controlate de la distanta. Imagini stereografice ale locului operatiei sunt transmise dinamic la un afisor cu camera CCD purtate de medic pe cap. Doctorul poate modifica pozitia lentilelor stereomicroscopului miscandu-si capul si poate controla microrobotul, prin intermediul unor linii de telecomunicatie, prin miscarea unui deget.

         Ne putem imagina ca protezele artificiale vor inlocui aproape toate organele umane, se vor dezvolta sistemele implantabile de transport al medicamentelor precum ar fi pancreasul artificial care contine senzor pentru glucoza si pompe dozatoare, se vor folosii capsule care pot fi distruse prin semnale externe fara a ranii pacientul, si se vor dezvolta sisteme de senzori implantabili necesari pentru supravegherea permanenta a unor parametri fizici cum ar fi presiunea sangelui, concentratia ionilor si temperatura. In mod special sunt importanti senzorii din fibra de sticla deoarece ei ar putea supraveghea in vivo parametrii corpului uman. Pentru terapia cu radiatii a fost dezvoltat un dozimetru din fibra de sticla care face posibila supravegherea dozei de radiatii in corpul pacientului intr-un timp real. Dozimetrul este alcatuit din doua fibre, una facuta din sticla cu plumb sensibile la radiatie si cealalta folosita ca mediu pentru transferul semnalului si radiatia determina atenuare in fibra cu lumina care poate fi detectata la capatul acesteia.

 

 

7.1APLICATII CE AU REVOLUTIONAT MEDICINA

 

7.1.1 Principii de baza

 

         Laserii cu gaz sunt acea categorie de dispozitive capabile sa genereze radiatie electromegnetica coerenta la lungimi de unda in general mai mici decat microundele. Alte dispozitive care au proprietati similare folosesc ca mediu activ solide cristaline, sticle, lichide sau semiconductoare. Totusi, laserii cu gaz au proprietati care difera semnificativ de ale celorlalti laseri si ca atare pot fi tratati ca o entitate separata. Categoria cea mai importanta in domeniul dispozitivelor cuantice bazate pe emisia simultana de radiatii sunt laserii care in mediul activ sunt constituiti fie din gaze, fie din vapori metalici.

         Un oscilator laser consta din doua elemente principale: mediul laser in care se produce inversia de populatie (temperatura negativa) si un rezonator optic care suporta frecventa de oscilatie, furnizand reactia pozitiva pentru dezvoltarea oscilatiei de emisie spontana in acel mod particular al rezonatorului.

 

7.1.2.Laserii in medicina

        

         Interactia intre radiatia laser si materia vie da nastere la diferite reactii biologice care depind de urmatoarele efecte: termice, fotochimice, electrice si mecanice. Efectele termice sunt legate de absortia radiatiei laser de catre mediul biologic. Fotonii ce patrund in tesut transfera energia lor moleculelor cea ce conduce la marirea miscarii Browniene si la eliberarea de caldura. Intensitatea efectelor termice depinde de alcatuirea biochimica a elementelor si a lichidelor celulare, de dispunere a structurilor histologice, de omogenitatea si conductibilitatea termica a tesuturilor si de caracteristicile radiatiei laser incidente. Efectul fotochimic este legat de activitatea moleculelor tesutului supus iradierii laser, cea ce reprezinta prima faza a unor reactii chimice. Astfel de reactii pot fi anormale sau sa se prezinte ca exagerari ale proceselor normale. Efectul electric este generat de densitatile energetice extrem de mari, carora le corespund campuri electrice locale de ordinul celor care asigura coeziunea electronica a materiei. Trecerea radiatiei laser printr-un mediu material perturba cortegiul de electroni ai atomilor, avand implicatii asupra constantelor fizice ale mediului traversat (conductivitate si constanta dielectrica). Aceste perturbatii se pot gasi la originea diverselor efecte chimice care la randul lor sunt capabile sa antreneze complicatii functionale ale tesuturilor. Efectul mecanic provine din vibratia mediului parcurs de radiatia laser, generata de energia elastica eliberata mediului la intoarcerea pe nivelul fundamental a unui electron excitat prin absorbtia unui foton incident. Chiar daca modul de actiune al laserilor asupra materiilor vii este complex, efectul esential al acestei radiatii asupra mediilor biologice, care conditioneaza aplicatiile terapeutice, este transformarea energiei radiative in energie termica sub forma de taiere, cauterizare sau distrugere controlata a unor tesuturi.

         Alaturi de laserii cu gaz, laseri cu CO2 au ca avntaj absenta potentialelor electrice in timpul interactiei fasciculului laser cu tesutul.

         Alte aplicatii ale laserilor sau dezvoltat in cadrul oftalmologiei prin intermediul fotocoagulatorului cu laser cu argon ionizat ce coaguleaza vase cu diametru de 30-50 microm., in neurochirurgie la vaporizarea unor leziuni, cauterizarea vaselor sanguine si intreruperea cailor de transmisie a durerii in maduva spinarii, in cadrul chirurgiei cu laser a arsurilor, in ulcerele de decubitus la rejectia si inchiderea zonelor de supurare, in gastoenterologie, in tratarea varicelor esofagiene, ablatia tumorilor mici si distrugerea unor zone hemoragice, in dermatologie deschizand noi posibilitati de diagnostic prin holografie permitand studiul activitatii substantelor din piele si analiza cationilor in piele si tesuturile moi, in stomatologie la tratarea cariilor in cavitati semiinchise prin distrugerea pachetului vasculo-nervos, la tratarea cancerului, in obstretica si ginecologie.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

8 CONCLUZII

 

 

         Calculatorul a devenit o fabrica miniaturizata care consta dintr-un operator, o retea de module prcesoare cu mai multe niveluri de control, microroboti si instrumente de supraveghere. Sistemul este organizat intr-o maniera partial distribuita, partial centralizata. Microrobotii sunt conectati printr-o memorie distribuita unde este localizata o tabla de scris; astfel participantii pot comunica prin intermediul mesajelor care sunt accesibile tuturor celorlalti microroboti. In acest fel datele sunt rapid si asincron procesate intre microprocesoare. Sistemul de control poseda trei niveluri ierarhice. Cel mai inalt nivel serveste ca interfata cu utilizatorul, prin acesta operatorul poate introduce planul de productie intr-o forma generala; aici este facuta planificarea globala de ansamblu. Al doilea nivel este planificarea de grup si etajul managerial. Nivelul cel mai de jos serveste ca etaj de control al dispozitivului numeric care poate fi accesat printr-o interfata I/O. La planificarea asanblarii, procesorul central necesita diferite informatii de stare de la nivelurile cele mai de jos, pe care le primeste prin canalele verticale de comunicare. Aceasta informatie poate include specificatia de performanta a unui robot individual sau raportul de stare al unui dispozitiv. Cu aceasta informatie, sarcina de asamblare este impartita in miscari elementare si distribuita intre robotii aflati la dispozitie. Se poate intampla ca unul sau mai multi roboti sa ramana nefolositi si ei pur si simplu trebuie sa astepte. Participantii activi abordeaza aria de lucru autonom cu ajutorul unitatii de supraveghere vizuala.

         La planificarea asanblarii pot fi folositoare diferite instrumente de simulare. Pentru a putea evelua sarcinile de asamblare si a alege cea mai buna strategie, pot fi incercate diferite secvente de operare prin intermediul modelelor CAD ale microrobotilor si pieselor de lucru.

         In concluzie, se poate spune ca in prezent nu exista solutii usoare pentru asamblarea microsubansamblelor, in special atunci cand sunt luate in considerare instrumentele hardware si software si costurile implicate dar se observa ca disponibilitatea unor statii computerizate automatizate, adaptabile pentru microasamblare va contribui la mult asteptata introducere industriala a MST.

 

  

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

          

                                

 

 

Bibliografie

 

 

 

1.Baciu-Metoda si dispozitivelectronic pentru inregistrarea continua a concentratiei de oxigen din sange

2.Baciu I., Gligor Elena, Olteanu A.-Masurarea presiunii partiale transcutanate a oxigenului in conditii de modificare a compozitiei aerului respirat.

 3.Lorincz N., Oancea I., -Probleme specifice ale utilizarii clinice a aparatului de electrochirurgie.

4.Bangert V., Mansfield P.-Magnetic field gradient colls for NMR imagine.

5.Belis Mariana –Bioingineria sistemelor adaptive si instruibile.

6.Bottomley P-Digital gradient magnetic field reorientation in three dimensional NMR .

7.Buldus R., Lariu H., -Traductor piezoceramic pentru detectarea fluxului sanguin prin efect Doppler

8.Catuneanu V., Pasca S.,-Electrostimulator pentru acupunctura

9.Costea V., Strileniuc M., -Aparat pentru monitorizarea respiratiei

10.Cristescu A., -Aparat pentru electroterapie transcerebrala

11.Dines K.-Computerized geophysical tomography

12.Dollinger R.,-Tomografia cu RMN

14.Dragu I.,-Prelucrarea numerica a semnalelor discrete in timp

15.Erikson K., R.,-Ultrasound in Medicine

16.Balan, Basa, Tulai-Prelucrarea numerica asistata de microprocessor a informatiei biomedicale

17.Gligor, Demeo,Dollinger-Cercetari privind realizarea unui tomograf cu RMN

18.Gligor , Roman, Horvath, Oancea –Microsistem de calcul si realizarea automatizarii functionarii aparaturii pentru determinarea echilibrului acido-bazic din sange

19.Gray, Meyer-Circuite integrate ,analogice,analiza si proiectare

20.Holz- Basic physical principles of NMR

21.Hutchison –A whole body NMR imaging machine

22.Lake- Reconstruction of three –dimensional structures from sectioned helices by deconvolution of partial data.

23.Manea ,Cristea –Tomograful cu rezonanta magnetica nucleara

24.Oancea –Metode de prelucrare a semnalului vocal.

25.Pruna-Tomografia computerizata prin RMN

26.Stolojanu, Podaru-Prelucrarea numerica a semnalului vocal

27.Ursu, Dollinger-Metode de obtinere a imaginilor tomografice utilizand tehnicile de transmisie, emisie si rezonanta magnetica.

28.Zsido-Nagy-Aparat de microelectrochirurgie .

29.Blattner, S.:-Fuzzy-systeme und neuronale netze

30.Bleuler H.:-Micromachine and human science

31.Branebjerg:- A micromachined flow sensor for measuring small liquid flows.                                                                  

 

 

 

 

 

CUPRINS

 

1 Introducere...............................................................................................................................1

2 Aplicatii ale tehnologiei sistemelor

    2.1 Aparate pentru aprecierea activitatii cardiace

         2.1.1 Electrocardiograful....................................................................................................3

         2.1.2 Defibrilatorul.............................................................................................................3

    2.2 Aparatura electronica pentru investigarea si tratamentul sistemului neuromuscular           

         2.2.1 Reflexometru achilian...............................................................................................4

         2.2.2 Audiometru de triaj...................................................................................................4

         2.2.3 Proteza auditiva.........................................................................................................5

         2.2.4 Stimulatoare pentru recuperarea aparatului neurolocomotor....................................6

         2.2.5 Aparat de terapie prin electrosoc...............................................................................7

    2.3 Aparate electronice pentru electroterapie si chirurgie

         2.3.1 Aparat de terapie prin curenti diadinamici................................................................8

         2.3.2 Aparat de terapie prin curenti interferentiali...........................................................10

         2.3.3 Electrostimularea pentru acupuntura.......................................................................13

         2.3.4 Aparat de electrochirurgie.......................................................................................14

    2.4 Echipamente electronice de monitorizare din sectiile de terapie intensiva

         2.4.1 Aparat pentru determinarea transcutanata a presiunii de oxigen............................15

         2.4.2 Monitor de respiratie...............................................................................................16

    2.5 Aparate electronice pentru laborator clinic

         2.5.1 Hemoglobinometru electronic.................................................................................17

         2.5.2 Aparat pentru determinarea glicemiei.....................................................................18

    2.6 Aparate cu ultrasunete

         2.6.1 Detector de puls fetal cu ultrasunete.......................................................................19

         2.6.2 Detector de flux sanguin cu ultrasunete..................................................................19

         2.6.3 Aparat de diagnostic cu ultrasunete prin vizualizare..............................................20

         2.6.4 Aparat de terapie cu ultrasunete..............................................................................22

    2.7 Echipamente de diagnostic prin CT

         2.7.1 Metode si echipamente de diagnostic prin CT........................................................23

         2.7.2 Tomografia Roentgen computerizata......................................................................25

         2.7.3 Tomografie computerizata cu RMN.......................................................................26

              2.7.3.1 Principiile obtinerii imaginilor prin RMN......................................................26

              2.7.3.2 Aplicatiile fenomenului RMN in medicina.....................................................30

3 Metode de detectie.................................................................................................................34

4 Metode de reconstructie a imaginii........................................................................................35

    4.1 Metode de prelucrare a imaginii.....................................................................................37

5 CT cu ultrasunete...................................................................................................................39

6 Prelucrarea  electronica a imaginilor radiologice...................................................................41

7 Idei si probleme in tehnologia microsistemelor si microrobotilor.........................................44

    7.1 Aplicatii ce au revolutionat medicina.............................................................................45

         7.1.1 Principii de baza......................................................................................................45

         7.1.2 Laseri in medicina...................................................................................................45

8 Concluzii................................................................................................................................47

 

Bibliografie