Pirometria optyczna Antoni Nowakowski Katedra Inżynierii Biomedycznej Wydział Elektroniki, Telekomunikacji i Informatyki Politechnika Gdańska, Narutowicza.

Prezentacja na temat: "Pirometria optyczna Antoni Nowakowski Katedra Inżynierii Biomedycznej Wydział Elektroniki, Telekomunikacji i Informatyki Politechnika Gdańska, Narutowicza."— Zapis prezentacji:

1 Pirometria optyczna Antoni Nowakowski Katedra Inżynierii Biomedycznej Wydział Elektroniki, Telekomunikacji i Informatyki Politechnika Gdańska, Narutowicza 11/12, 80-952 Gdańsk Politechnika Gdańska, Narutowicza 11/12, 80-952 Gdańsk e-mail: antowak@pg.gda.pl e-mail: antowak@pg.gda.pl

2 Problem zapewnienia jednakowego współczynnika emisyjności czy parowania jest szczególnie istotny podczas diagnostyki wszelkich ran, oparzeń i podobnych przypadków, gdzie dochodzi do przerwania ciągłości naskórka i na termogramie obserwowane jest znaczne obniżenie temperatury na badanej powierzchni wynikające głównie z różnicy wilgotności skóry zdrowej i skóry oparzonej lub uszkodzonej, z naskórkiem i bez naskórka. Zamiast osuszania uszkodzonych powierzchni należy w takich przypadkach stosować hydrożele, równomiernie pokrywające badaną powierzchnię, bądź inne środki o podobnym działaniu, np. folie poliestrowe, które są przezroczyste dla zakresu podczerwieni (należy oczywiście zadbać o jałowość takiej warstwy). Pomiary należy wykonywać z odległości około 1 m. Pacjenta jak i aparaturę należy umieszczać prostopadle do kierunku obserwacji.

3 Tkanki biologiczne mają prawie idealne właściwości emisyjne, stąd detekcja promieniowania podczerwonego jest metodą chętnie stosowaną do określania temperatury i jej rozkładów, ważnych w diagnostyce medycznej. Pirometr jest przyrządem pozwalającym na zdalny pomiar temperatury punktu powierzchni obserwowanego obiektu. Urządzenia wyposażone dodatkowo w system wizualizacji rozkładu temperatury na powierzchni badanego obiektu to termografy pomiarowe, pokazujące rozkład temperatury w skali bezwzględnych jej wartości jak i tańsze kamery obserwacyjne zobrazowania termalnego, pokazujące jedynie rozkład emitowanej mocy promieniowania.

4 Termografia w medycynie Zastosowana technikaRok wprowadzenia adaptacja kamer wojskowych/przemysłowych1960 wprowadzenie do obrazu izoterm1964 kwantyfikacja obrazu1970 komputerowa analiza obrazu1975 termografia dynamiczna w NDT1980 obrazy w czasie rzeczywistym1985 skomputeryzowane kamery przenośne1990 matryce detektorów typu FPA1995 kamery modułowe (detektory FPA)2000 termografia dynamiczna w medycynie2000

5 Właściwości emisyjne ciał stałych Wszystkie ciała stałe w temperaturze wyższej od zera bezwzględnego emitują promieniowanie elektromagnetyczne, nazywane promieniowaniem cieplnym. Widmo tego promieniowania zależy od wartości temperatury emitera i dla temperatur mniejszych od 700 0 C mieści się całkowicie w zakresie podczerwieni i mikrofal. Idealny emiter promieniowania nazywany jest ciałem doskonale czarnym lub krócej - ciałem czarnym. Promieniuje on zgodnie z prawem Plancka opisanym równaniem.

6 Ciało czarne ma doskonałe właściwości absorpcyjne, co oznacza, że całkowicie pochłania jakiekolwiek promieniowanie elektromagnetyczne do niego dochodzące. Poszukując ekstremum funkcji Plancka łatwo można wyliczyć, że iloczyn temperatury i długości fali m ma stałą wartość. Zależność ta nazywana jest prawem przesunięć Wiena: m T = 2897,8 [  mK]. Całkowitą wyemitowaną moc promieniowania M można obliczyć całkując równanie Plancka w przedziale od zera do nieskończoności, co wyrażone jest przez prawo Stefana-Boltzmanna: M =  T 4,  - stała Stefana-Boltzmanna, 5,67·10 -8 [Wm -2 K -4 ]

7

8 Promieniowanie o określonej długości fali E padając na powierzchnię ciała rzeczywistego ulega bowiem częściowemu odbiciu - E , częściowo jest absorbowane - E , jak i część tego promieniowania może być transmitowana - E . Dzieląc równanie bilansu energii przez wartość energii padającej uzyskujemy wyrażenie będące sumą trzech współczynników: absorpcji - , odbicia - , transmisji - . Wyrażenia:  +  +  = 1 oraz  = . noszą nazwę równań Kirchhoffa w optyce.

9

10

11 Natężenie promieniowania I przechodząc przez ośrodek tłumiący maleje zgodnie z zależnością: I = I 0 exp(-ξ cl), gdzie: I 0 – promieniowanie padające, ξ – właściwy współczynnik pochłaniania, specyficzny dla danych cząsteczek pochłaniających. Wzrost stężenia substancji tłumiących powoduje zmniejszanie mocy promieniowania w określonych przedziałach długości fal docierającego do obiektywu i detektora. Charakterystyczne są dwa okna atmosferyczne, nazywane krótko i długofalowymi.

12

13

14 Postępy w technologii detektorów Opracowanie matryc detektorów poprzedziły linijki, które miały 8, 16, a nawet 128 detektorów. Obecnie produkowane są matryce FPA (focal plane array), umieszczane w płaszczyźnie ogniskowej obiektywu, (liczba detektorów sięga 320x240 a nawet 640x480/512). Prowadzone są prace nad zwiększeniem tej liczby. Matryce wykonywane są z materiałów półprzewodnikowych stosowanych w konstrukcji detektorów indywidualnych, takich jak InGaAs na zakres 0,9 – 1,7 mikrometra; InSb – w zakresie 2 – 5,6 mikrometra, HgCdTe – o zakresie zależnym od składu procentowego składników, typowo 7 – 12 mikrometra. Matryce takie wymagają chłodzenia, tak samo jak indywidualne detektory półprzewodnikowe. Obecnie na rynku najczęściej oferowane są matryce w wersji z chłodziarką Stirlinga lub ogniw Peltie.

15 Matryce nie chłodzone wykonywane są z detektorów termicznych: amorficzne mikrobolometry krzemowe czy bolometry z tlenku wanadu - VO x. Ostatnio pojawiły się matryce detektorów piroelektrycznych: kamera z mozaiką FPA z ferroelektrycznej ceramiki BST (tytanian barowo strontowy) jak i matryce z PZT (cyrkoniano- tytanianu ołowiu) i modyfikowanego lantanem PLZT. Przed detektorami umieszczona jest wibrująca tarcza mechaniczna (z szybkością 30/60 Hz). Porównywany jest poziom promieniowania padającego na dwa sąsiednie detektory. Jeżeli występuje różnica mocy promieniowania w przestrzeni lub czasie, wówczas generowany jest sygnał pozwalający na zobrazowanie tych różnic.

16 Pojedynczy element termo lub foto czuły matrycy ma rozmiary 50x50  mx  m, a nawet 20x20  mx  m, co pozwala na miniaturyzację gabarytów przetwornika. Przy minimalnej grubości warstwy termoczułej oznacza to możliwość uzyskania niewielkiej stałej czasowej detektora termicznego i przetwarzania obrazów termicznych w “standardzie telewizyjnym”, nawet 50 obrazów/sek, co z powodzeniem spełnia wymagania większości typowych zastosowań kamer termograficznych. Matryce półprzewodnikowe mogą być jeszcze szybsze. Wybór typu detektora i sposób akwizycji danych pomiarowych wpływają na możliwości tworzenia obrazu termicznego i jego parametry.

17

18 Zaawansowane przetwarzanie danych umożliwia: - automatyczne korekcje warunków pomiaru uwzględniając: temperaturę i wilgotność, tło, wpływ tłumiącego oddziaływania atmosfery; -korekcję emisyjności w wyróżnionych obszarach; - pomiary temperatury wielu punktów obrazu, - wyznaczanie profili temperatury według życzeń; - stosowanie wielu palet kolorów i wyznaczanie izoterm; - automatyczne ustawianie warunków pomiaru: zogniskowania, zakresów pomiarowych; - wygodną rejestracja i przechowywanie obrazów; - wymianę danych z komputerami stosując interfejsy; - synchronizację kamery z innymi urządzeniami, np. kamerami wideo czy źródłami promieniowania.

19 Termografia jest całkowicie nieinwazyjna, bezpieczna dla pacjenta jak i lekarza, bardzo wygodna w aplikacjach. Wadą była jej wysoka cena. Jednym z pierwszych zastosowań termografii klasycznej było wykorzystanie jej do badań przesiewowych raka piersi. Niestety współczynnik sukcesu diagnostycznego, oceniony na 65 - 70%, okazał się „zgubny” dla termografii. Po okresie entuzjazmu i nadmiernej wiary świata medycyny (USA, Szwecja) w cudowne właściwości metody (niestety wielokrotnie wynik badania był negatywny, pomimo rozwijającej się choroby) jak i na skutek szeregu nadużyć prowadzących do niepotrzebnych resekcji nastąpiło odejście od tej techniki. Obecnie obserwujemy stopniowy powrót do tej techniki.

20 W klasycznej technice termografii pasywnej obserwuje się rozkład temperatury na powierzchni ciała wywołany zmianami stopnia ukrwienia czy metabolizmu tkanek. Analiza często bazuje na symetrii rozkładu temperatury (w przypadku parzystych organów i narządów). Źródłem zmian temperatury jest sam organizm. Niestety pewien procent schorzeń nie wykazuje zmian metabolizmu, które powodują podwyższenie lub obniżenie temperatury, co w konsekwencji uniemożliwia postawienie prawidłowej diagnozy na podstawie termogramu. Przykład - badania mammograficzne! Alternatywne możliwości daje zastosowanie aktywnej termografii dynamicznej.

21 Aktywna termografia dynamiczna bazuje na ilościowej ocenie przestrzennych rozkładów pól cieplnych, wywołanych pobudzeniem zewnętrznym i skorelowanych ze strukturą fizyczną badanego obiektu. Stanowi podstawowe narzędzie dla rozwoju tomografii termicznej. W metodzie analizowane są procesy przejściowe zmian temperatury na powierzchni obiektu, po pobudzeniu cieplnym. Analiza ilościowa pozwala w tym przypadku na poszukiwanie odpowiedzi jak wygląda struktura wewnętrzna badanego obiektu. Warunkiem uzyskania istotnych diagnostycznie danych jest zastosowanie prawidłowego modelu termicznego badanego obiektu.

22

23 System pomiarowy bazuje na: termowizyjnej kamerze AGEMA 900; żarowych promiennikach podczerwieni o łącznej mocy 500 W; lampie halogenowej o mocy 500W i 1000W; pakiecie diod podczerwieni 880nm; sterowniku umożliwiającym synchronizację kamery ze źródłami promieniowania. Dodatkowo stanowisko zawiera miernik mocy optycznej. Generowane sygnały: - sinusoidalny - częstotliwości z zakresu: [0.01Hz - 2.5 Hz], - impulsy prostokątne: czas impulsu > 10ms; odstęp między impulsami > 10 ms Diagnostyka metodą termografii dynamicznej

24

25

26 S1S1 S2S2 S3S3 S4S4 Obróbka obrazu Procedura „Lock-in”: Diagnostyka metodą termografii dynamicznej

27 Fazogram Amplitudogram Termografia „lock-in” Diagnostyka metodą termografii dynamicznej

28 Obliczanie obrazów parametrycznych: - Normalised Differential Pulse Thermography Index (znormalizowany współczynnik różnicowy termografii impulsowej): Umożliwia lokalizację punktów zimnych i gorących

29 Metody rozwiązywania zagadnień transportu ciepła i modele termiczne Równania różniczkowe paraboliczne typu rozwiązywane są najczęściej jednym z dwu sposobów: - metodami analitycznymi, najczęściej stosowana jest metoda szeregów Fouriera, - metodami numerycznymi, najczęściej różnic lub elementów skończonych. Ponadto stosowany jest opis z wykorzystaniem zastępczych modeli elektrycznych RC.

30

31 Biologiczne równanie przepływu ciepła (Pennes 1948) c t [J/(kgK)] - ciepło właściwe tkanki,  t [kg/m 3 ] - gęstość tkanki, T(x,y,z,t) [K] - lokalna temperatura w chwili czasu t, k [W/(mK)] - współczynnik przewodnictwa cieplnego, Q x - lokalna gęstość mocy cieplnej dostarczanej lub odprowadzanej z obszaru przez: b - krew - łoże naczyniowe tkanki, m - metabolizm, z - źródła zewnętrzne, np. optyczne, mikrofalowe. Diagnostyka metodą termografii dynamicznej

32

33 W 0 =0 W 1 > W 0 W 2 > W 1 W 3 > W 2 The dependence between intensity of blood flow and change of tissue temperature during external heating is described by the expression: where:  T(t) = T(t) – T 0 - the temperature rise, T(t)– temperature during irradiation, T 0 – basic temperature before heating, T eq = Q I / W - the equilibrium temperature, Q I – power of irradiation, W – normalised heat flux,  t – specific heat, c t – thermal capacity

34 Referowane są wyniki projektu KBN 8T11E03015, “Zastosowanie termografii dynamicznej w różnicowaniu tkanek dla diagnostyki nieinwazyjnej” (1998 – 2001). Badania zrealizowano w Katedrze Elektroniki Medycznej i Ekologicznej Politechniki Gdańskiej (obecnie KIB), opracowano tam koncepcje badań jak i aparaturę pomiarową. Badania kliniczne in vitro i in vivo realizowane były we współpracy z Akademią Medyczną w Gdańsku z Klinikami: Chirurgii Plastycznej i Leczenia Oparzeń; Kardiochirurgii; Chirurgii Onkologicznej, zgodnie z posiadanymi tam uprawnieniami i decyzjami regionalnej Komisji Etyki Lekarskiej. Badania na zwierzętach doświadczalnych zrealizowano w Katedrze Fizjologii Zwierząt Uniwersytetu Gdańskiego

35 Wnioski Połączenie modeli termicznych z rejestrowanymi obrazami uzyskiwanymi w aktywnej termografii dynamicznej daje podstawy do tworzenia obrazów tomograficznych, skorelowanych ze strukturą wewnętrzną badanego obiektu. Otwiera to nowe możliwości wspomagania diagnostyki. Zaletą metody jest jej całkowita nieuraźność, sterylność (brak bezpośredniego kontaktu aparatury z tkankami pacjenta) i obiektywność diagnozy przy zachowaniu standardowych warunków eksperymentu (badania). W zakresie zaprezentowanych badań docelowo wyniki powinny prowadzić np. do automatycznej klasyfikacji oparzeń czy oceny objętości obszaru występującego zawału serca.

36 Aktywna termografia dynamiczna w powiązaniu z algorytmami identyfikacji wewnętrznych niejednorodności parametrów termicznych jest krokiem w kierunku opracowania podstaw tomografii termicznej. Należy spodziewać się w najbliższych latach szybkiego rozwoju tomografii termicznej. Podstawowe przesłanki tego twierdzenia opierają się na faktach z jednej strony znacznej obniżki cen urządzeń termograficznych i z drugiej strony na wzroście mocy obliczeniowej, umożliwiającej rozwój algorytmów pozwalających na rozwiązanie zagadnienia odwrotnego.

37 Katedra Inżynierii Biomedycznej Politechnika Gdańska http://www-med.eti.pg.gda.pl http://medtech.eti.pg.gda.pl E-mail: antowak@pg.gda.pl