Senzori Optici Utilizati In Tehnica Medicala

Cuprins:

1. Introducere………………………..………………….1

1.1 Introducere în domeniul “optică medicală”……….1

1.2.Senzori optici. Definiții. Clasificare…………….… 2

2.Ce este senzorul? Istoric. ………………………………4

3.Senzori de temperatură………………………………………5

3.1.Senzorul de temperatură de tip FBG………………….6

4.Fibra optică în medicină……………………………………..9

5.Concluzii……………………………………………..11

6.Bibliografie…………………………………………………….12

Introducere

Introducere în domeniul “optică medicală”

Într-o primă etapă dorim să subliniem importanța domeniului, în contextul

actual. Vom porni de la câteva motive de ordin social și economic. Se știe că populația globului este în creștere numerică. În diverse rapoarte sociologice se specifică o creștere a mediei de vârstă. În Europa, se prognozează că până în anul 2020 peste 30% din populație va avea o vârstă mai mare de 60 de ani, în timp ce procentul persoanelor cu handicap va tinde spre 20%.Este de la sine înțeles că rata bolilor cronice va fi în continuă creștere. În schimb, numărul limitat de medici nu va mai putea satisface o cerere atât de numeroasă. Serviciile de sănătate publică au reacționat la acest fapt. În cadrul unui program de sănătate publică internațional, s-au lansat trei direcții principale de lucru în următorii zece ani:

-sporirea accesului individual pentru medicină, prin intermediul “telemedicinei” și “internetului”. Pacientul se poate informa despre boala sa, se autourmărește în timpul tratamentului (cu ajutorul unor biodispozitive, biosenzori) și poate fi monitorizat “de la distanță” de către medic.[11]

-creșterea rolului geneticii în depistarea precoce, prevenirea și corectarea unor boli.[9]

-“Electronic healthcare” sau orientarea noilor tehnologii electronice – micro și nano –

spre îngrijirea sănătății.[2]

În scopul îndeplinirii acestor trei deziderate se va lucra intens în următoarele arii:

a) Telemedicina – se referă la crearea unei rețele de comunicații de tip Internet, între:

unitatea medicală, unitatea farmaceutică și pacient. Acest sistem poate servi la îngrijiri

medicale la domiciliul pacientului, permite consultații profesionale de la distanță, ori rezolvă

cazuri de urgență pentrupacienții aflați în locuri izolate.

b) Analize biologice. În acest sens, se dorește realizarea unor biosenzori ce pot fi utilizați

direct de către pacient. Momentan există sisteme de monitorizare individuală a glicemiei și

ureei. Din punct de vedere al plasării biodispozitivelor, există două metode de abordare: (1)

metode invazive (“in vivo”), când biodispozitivul este implantat în corpul pacientului (aici

elementul cheie este găsirea de materiale biocompatibile); (2) metode ne-invazive (“in vitro”), când se prelevează sânge sau alt biolichid (printr-o puncție spre exemplu), iar apoi analiza se efectuează în afara corpului.

c) Monitorizarea pacienților – are în vedere totalitatea metodelor de transmitere în timp util, a tuturor parametrilor măsurați cu ajutorul biosenzorilor, spre un centru medical decizional (fizic sau virtual). Interpretarea analizelor se va face fie de către o persoană fizică, fie de către un software specializat.

d) Crearea de dispozitive implantabile pentru: regenerarea funcțiilor unor organe,

tratamentul bolilor cronice, înregistrarea de semnale biologice, proteze pentru diferite organe.

e) Chirurgie cu invazie minimă. Tehnica laparoscopică a minimizat mult invazia în actul

chirurgical. Finalul acestei curse ar fi intervenția chirurgicală la nivel celular. Acest domeniu

reprezintă o cerere continuă pentru industria de micro- și nano-componente electronice.

f) Succesul geneticii, care este condiționat de existența unor nano-instrumente și nanodispozitive, necesare manipulării materialului genetic.

1.2.Senzori optici. Definiții. Clasificări

Definiție: Senzorul este un dispozitiv care măsoră informația din mediu și produce la ieșire unsemnal proporțional cu mărimea măsurata (mecanică, termică, chimică,

magnetică, electrică).

Definiție: Senzorii optici au fost dezvoltați pentru aplicații în sistemele electrice de puteredatorită imunității lor la interferențele electromagnetice, a nivelului de izolație ridicat

și a unei largi benzi de frecvență.

Funcționarea senzorului optic

Dacă un corp C oarecare (de exemplu tija pistonului care se deplasează în corpul unui cilindru este așezat în dreptul razei de lumină emisă de LED, aceasta este reflectată și receptată de fotocelulă care se excită și emite un semnal către etajul de sincronizare.

Figura 3.3.1. Figura 3.3.2.

Acest etaj verifică dacă semnalul provine de la sursa proprie de lumină sau este un semnal perturbator. Dacă semnalul este acceptat , el este amplificat și devine semnal de comandă pentru elementul de comutație.În figura 3 este prezentată o variantă de senzor optic la care receptorul – foto celula- este un element separat, legat de emițător prin conductori electrici CE. În absența unui corp C între emițător și receptor, etajul de comutație nu este activat. Dacă un corp intră în raza de acțiune a emițătorului, raza de lumină emisă nu mai este receptată de fotocelulă și etajul de comutație este activat, deci senzorul semnalizează prezența corpului.

Clasificarea senzorilor optici

În domeniul senzorilor cu fibre optice există, în momentul de față, o cantitate

mare de informații, deoarece acest domeniu a căpătat o extindere mare. Descoperirile

s-au făcut necoordonat, iar rezultatul acestui proces este un mozaic de soluții de

senzori cu fibre optice din cele mai diverse, pentru aplicații la fel de diverse.

Sistematizarea domeniului este în momentul de față o necesitate. Definirea unor

criterii de clasificare semnificative pentru toate categoriile de specialiști ce au

legătură cu domeniul senzorilor cu fibre optice poate ajuta la dezvoltarea mai rapidă a

acestuia.

Clasificarea senzorilor cu fibre optice se face:

1. în funcție de locul unde are loc procesul de interacțiune dintre mărimea de

măsurat și radiația optică:

– senzori intrinseci, la care interacțiunea are loc în fibră;

– senzori extrinseci, la care interacțiunea are loc în afara fibrei;

– senzori evanescenți, la care interacțiunea are loc în proximitatea miezului fibrei.

2. în funcție de parametrii radiației optice modulate:

– senzori cu fibre optice cu modulare în amplitudine (intensitate);

– senzori cu fibre optice cu modulare în fază (senzori interferometrici);

– senzori cu fibre optice cu modulare în frecvență (culoare);

– senzori cu fibre optice cu modularea stării de polarizare.

Mai exista și senzori pentru: deplasare, viteză, accelerație liniară, presiune,

masă, temperatură, viteza de curgere a unui lichid,valoarea

intensității câmpului electric sau magnetic.

Senzorii optici cu modulație în intensitate sunt senzorii optici pentru care

perturbația externă acționează asupra intensității fasciculului de fotoni.

Senzorii cu fibră opticăpot oferi multiple avantaje față de senzorii obisnuiți. Greutatea și dimensiunile mici ale senzorilor cu fibră optică sunt completate de puternica lor rezistență la interferența cu undele electromagnetice. Fiind confectionați din sticlă, senzorii optici pot suporta temperaturi mari, vibrații, șocuri, putand fi folosiți în condiții extrem de dificile.Există multe recenzii excelente despre senzorii optici publicate în ultimii ani.

Fig.4. Structuri ale sistemelor senzoriale

2.Ce este senzorul?

Istoric

Dicționarele din prima parte a anilor '70 nu cuprind cuvântul "senzor". Acesta a apărut odată cu dezvoltarea microelectronicii, împreună cu alte noțiuni de mare impact, cum ar fi cele de „microprocesor”, „microcontroller”, „transputer”, „actuator” etc., adăugând o noțiune nouă unei terminologii tehnice având o anumită redundanță.

Astfel, o mare parte din elementele tehnice senzitive sunt încadrate în categoria de

traductor.

Un traductor este un dispozitiv care convertește efecte fizice în semnale

electrice, ce pot fi prelucrate de instrumente de măsurat sau calculatoare.În unele domenii, în special în sfera dispozitivelor electro-optice, se utilizează termenul detector(detector în infraroșu, fotodetector etc.).

Traductoarele introduse într-un fluid sunt denumite, uneori, probe. O categorie largă oconstituie sistemele terminate în "-metru": de exemplu, "accelerometru" pentru măsurarea accelerației, "tahometru" pentru măsurarea vitezei unghiulare.

Ce este senzorul? Trebuie spus că nu există o definiție unitară și necontestată a„senzorului”, motiv care lasă mult spațiu pentru interpretări, ambiguități și confuzii. Mulți autori preferă să folosească sintagma „senzori și traductoare”, în cadrul căreia, fie pun pe picior de egalitate senzorul și traductorul, utilizând, alternativ sau preferențial, unul dintre termeni, fie consideră că unul reprezintă o categorie ierarhică superioară, incluzându-l pe celălalt. De multe ori se mai utilizează și noțiunea de „captor”, care amplifică semnele de întrebare, întrucât în limba franceză, termenul „capteur” este utilizat pentru a desemna elementele tehnice, care în această carte au fost numite „senzor”. Denumirea senzorului provine din cuvântul latin „sensus”, care însemnă simț și înainte de a fi adoptat pentru sisteme tehnice, a fost și este utilizat pentru a desemna capacitățile organelor de simț ale oamenilor și ale organismelor vii, de a culege și prelucra informații din mediul înconjurător și a le transmite creierului. [10]

DEZVOLTAREA SENZORILOR MEDICALI DE TEMPERATURĂ ȘI PRESIUNE CARE UTILIZEAZĂ MODULAȚIA OPTICĂ DE SPECTRU

Cercetătorii biomedicali și clinicienii au căutat mult timp să dezvolte senzori de presiune și temperatură mici și ieftini. Acești senzori ar face posibile măsurări directe și exacte ale temperaturii și presiunii în zone intravasculare discrete, minimizând efectul senzorilor asupra măsurării. Mai mult, acești senzori s-ar potrivi cu tendința modernă de utilizare a dispozitivelor ieftine.

Senzorii de presiune piezoresistivi au devenit disponibili pentru aplicații biomedicale la sfârșitul anilor 1950 și utilizarea lor de bază a fost și este măsurarea presiunii intravasculare. Instrumentele Millar au folosit variante mici ale acestor senzori și le-au plasat în catetere pentru a face posibilă o măsurare intravasculară directă și exactă.

Produsul care a rezultat era fragil și foarte scump, posibil de utilizat doar pentru un număr limitat de aplicații. În prezent, măsurările presiunii intravasculare sunt făcute în mod indirect folosind un cateter umplut cu un fluid și un senzor mai mare care este plasat în exterior. Așadar, combinația dorită între o mărime mică, robustă și un cost redus nu au fost dobândite cu dispozitivele piezoresistive.

Senzorii de presiune din fibră optică pentru aplicații biomedicale nu au fost dezvoltați până la mijlocul anilor 1960. Primele persoane care au lucrat la crearea lor s-au concentrat pe un model de intensitate a modulării, dar senzorii lor erau destul de mari, dificil de produs și scumpi. Mai mult, acești senzori foloseau fibre ca și ghizi de lumină, dictând folosirea unor carcase pentru catetere destul de mari.

Cei care s-au ocupat mai târziu de acestă problemă au promovat noi materiale pentru membrană, noi modele sau tehnici noi de analiză a semnalului. Chiar și așa, comercializarea de către o singură companie (Camino Labs, San Diego, CA) a fost una fără succes și multe dintre problemele inițiale cu intensitatea modulării au rămas.

Un nou senzor din fibră optică pentru presiune a apărut la sfârșitul anilor 1970 și începutul anilor 1980, bazat pe interferometrul Fabry-Perot. Pentru acest model una dintre cele 2 suprafețe optice de reflecție este o membrană sensibilă la presiune. Când membrana se mișcă ca răspuns la presiune, vârfurile de reflecție Fabry-Perot se schimbă în acord cu acesta. În timp ce modelul acesta a rezolvat unele dintre limitările senzorului de modulare, alte limitări au rămas și încă se cere instrumente complexe pentru analiza semnalului.

Dispozitive mici și ieftine, termocuple și termistori au fost disponibile timp de mulți ani. Din moment ce aceste dispozitive funcționeaza pe bază de curent electric și folosesc materiale conductoare, ele nu sunt potrivite pentru măsurări într-un număr de aplicații medicale, de exemplu în domeniul RF asociat cu tratamentul hipertermiei. Mai mult senzorii optici de temperatură bazați pe utilizarea fosforului de pământ rar sau pe arseniură de galiu sunt mari sau scumpi.

A fost inițiat un program pentru dezvoltarea unei noi generații de senzori medicali de presiune și temperatură bazați pe interferometrul Fabry-Perot. Scopurile programului sunt:

Senzori de dimensiuni mici, ideal mai putin de 0.1 mm3

O singură fibră optică 100/140 μm per senzor

Proces simplu de manufacturare

Performanță a senzorului egală sau mai bună decat specificațiile-Asociației Americane pentru Instrumente Medicale(AAMI)

Dezvoltarea senzorului

Dezvoltarea programului a început cu o analiză a abordărilor optice pentru determinarea presiunii. S-a pus accent pe identificarea unei abordări optice care:

Era relativ independentă de nivelele de lumină absolută, nu modularea intensității

Putea funcționa folosind o singură fibră optică

Avea o performanță egală sau mai mare decât specificațiile AAMI

Interferometrul Fabry-Perot părea că respectă aceste cerințe, iar munca de dezvoltare ce a urmat s-a concentrat pe extinderea în noi moduri a acestei abordări optice.

Senzorul de presiune

Într-un interferometru Fabry-Perot două suprafețe paralele, parțial reflectorizante, sunt dispuse la o distanța mai mică decât lungimea de legătură, formând astfel o cavitate de reflecție optică. Dacă una dintre suprafețele parțial reflectorizante este o diafragmă sensibilă la presiune, modificările presiunii externe vor modifica adâncimea cavității optice.(fig 1)

O modificare a adâncimii cavității optice va atrage după sine modificarea reflectivității cavității optice. Pentru o lungime de undă dată, adâncimea cavității și reflectivitatea cavității sunt reprezentate printr-o linie oscilantă cu multiple puncte maxime și minime.(fig 2)

Literatura descrie o serie de metode de a face senzori de presiune Fabry-Perot, iar acestea sunt rezumate în Tabelul 1.

În timp ce fiecare dintre aceste metode a fost implementată în condiții de laborator, fiecare are una sau mai multe limitări care au stat în calea comercializării active. De exemplu nu există o referință absolută inerentă designului metodei incrementale; o referință externă trebuie folosită de fiecare dată când este pornit sistemul. Metodele de intensitate au, în general, un interval dinamic limitat și sunt sensibile la schimbările nivelului de lumină introduse de fibra optică și/sau conectori.

Metodele care folosesc lumina albă suferă din pricina duratei de viață limitate a sursei și complexitatea citirii necesare. În cele din urmă, metoda cavității de adâncimea LED (LED-deep) este dificil de produs în cantități mari – reproducerea unei cavități cu o adâncime exacta (30-100 um) pentru mii de senzori este o piedică majoră. O nouă metodă Fabry-Perot a fost dezvoltată și intitulată metoda LED-Microshift.

Această nouă metodă este caracterizată de trei caracteristici distincte. În primul rând, așa cum sugerează și numele, această metodă foloseste un LED pentru a interoga cavitatea de reflecție optică. Având în vedere faptul că LED-ul are o lungime de undă de emisie de aproximativ 60 nm, reflectivitatea fiecărei lungimi de undă emise variază unicat, în funcție de adâncimea cavității optice. Aceasta este ilustrată în Fig. 3, care arată relația dintre adâncimea cavității și reflectivitatea pentru doar trei lungimi de undă emise de LED.

Ca și efect, caracterul spectrului luminii LED reflectat de senzor se schimbă odată cu adâncimea cavității.

Cea de-a doua caracteristică a metodei se referă la domeniul în care operează. Cuvântul “microshift”(micro schimbare) aduce în atenție faptul că această metodă funcționează prin schimbarea adâncimii cavității optice care apare între două vârfuri de reflecție, de exemplu la schimbările de reflectivitate ce apar între minimul și maximul într-un singur ciclu de reflexie.

Acest lucru este ilustrat în Fig. 4 unde reflectivitatea tuturor lungimilor de undă a fost însumată și inclusă în grafic ca și funcție a adâncimii cavității optice (ex. Curentul foto generat de lumina reflectată de un senzor de presiune LED-Microshift este trecută în grafic versus presiunea absolută.) Așa cum indică datele, este posibil să operezi între maxim și minim, dar senzorul este linear doar pentru un mic interval de presiune.

Cea de-a treia caracteristică a metodei LED-Microshift este folosirea unei tehnici de raport dicroic pentru analiza semnalului luminos întors. În această tehnică de raport dicroic, lumina ce se întoarce de pe senzor este împărțită în lungimi de undă scurte și lungi cu ajutorul unei oglinzi dicroice; fotocurenții detectați corespunzători pot fi folosiți pentru a forma un semnal proporțional. Un avantaj al acestei tehnici este că raportul dicroic este relativ imun la schimbările intensității luminoase a LED-ului sau la eficiența componentelor de folosire a luminii într-un sistem optic; schimbările în ceea ce privește nivelul de lumină afectează ambele componente ale semnalului proporțional, lăsându-i valoarea absolută neschimbată. Un alt beneficiu mai important al acestei tehnici este abilitatea sa de a crește regiunea de funcționare lineară a senzorului de presiune cu un factor de 3 până la 4. Amintiți-vă că lumina întoarsă de senzorul LED-Microshift variază în funcție de presiunea absolută (Fig. 4).

Dacă, totuși, lumina întoarsă este împărțită în componente de lungime de undă scurte și lungi, ponderea intensității lungimii de undă lungi față de intensitatea totală (lungimea de undă plus cea scurtă) dă naștere unei curbe de răspuns la presiune cu o valoare lineară mărită semnificativ (fig. 6). Această valoare lineară mărită permite folosirea senzorului fără corectarea de către utilizator pe parcursul unei largi variații de condiții de presiune barometrică ambientală.

Tehnica de analiză a semnalului raportului dicroic furnizează o gamă extinsă de operare lineară pentru că spectrul LED este aproape simetric și se potrivește aproape perfect mărimii din vârf a reflecției spectrale a senzorului. Acesta poate fi ilustrat după cum urmează: fig.6.

În practică, senzorul LED-Microshift are caracteristici care deviază de la modelul teoretic ilustrat mai sus. De exemplu, caracteristicile emisiilor LED pot varia de la element la element. Diferențele minore ale lungimii de undă din vârful LED-ului sunt ajustate controlând temperatura de operare a LED-ului și variațiile mărimii spectrale sunt adaptate prin ajustări ale caștigului. Mai mult, membrana nu este strict plană, prin urmare, mărimea rezonanței Fabry-Perot este crescută prin valori teoretice. Oricum, noi folosim doar centrul de 25% al ariei membranei și, prin uramare, efectele neplane sunt minimizate.

Senzorul LED-Microshift împărtășește aceeași flexibilitate a modelului găsită la toți senzorii bazați pe membrană. De exemplu, o gamă largă de aplicații de măsurare pot fi adaptate prin schimbări simple în una sau mai multe variabile critice ale modelului Fabry-Perot:

– spațiere cavității- d;

-unghiul cavității a; și

– diafragma presiune grosime, r.????

P = 64(D/a4) X/4

-unde D este rigiditatea diafragmei definit prin:

D = &/12(1 – d) ș

-E este modulul lui Young;

-r este grosimea;

– iar U este coeficientul lui Poisson.

Important este faptul că această flexibilitate a modelului este o calitate dacă variabilele de bază pot fi controlate foarte bine într-un mediu de producție și pe linia de producție. Pentru senzorul LED-Microshift tehnicile de microprelucrare fotolitografice asigură o dispersie de la senzor la senzor de mai puțin de 1% pe o linie de producție, iar produsului care rezultă este mai mult decât potrivit pentru a asigura senzori la costuri mici.

Senzorul de temperatură

Pe durata dezvoltării senzorului de presiune s-a sugerat că membrana de silicon putea funcționa ea însăși ca o cavitate de reflecție optică. Această observație nu a afectat abilitatea senzorului de presiune de a măsura presiunea pentru că:

a) cele 2 cavități optice au adâncimi optice semnificant diferite (1.43 pm with index 1.0 versus 4.03 pm with index 3.6)

b) numai cavitatea optica „etched” își schimbă adâncimea odată cu schimbările de presiune în timp ce cavitatea de silicon nu face asta.

Ulterior, designul unui senzor de temperatură LED-Microshift bazat pe silicon a fost studiat. Aceleași 3 caracteristici folosite pentru senzorul de presiune (utilizarea unei surse LED, operarea în cadrul unui singur ciclu de reflexie si utilizarea tehnicii analizei semnalului raportului dicroic) au fost aplicate la senzorul de presiune de asemenea.

Din punct de vedere funcțional, suprafața exterioară a unui strat fin de silicon caracterizează o cavitate de reflecție optică. Pe măsură ce temperatura se schimbă, indexul relativ refractant se schimbă. De exemplu, cu o sursă LED de 850 nm schimbarea indexului relativ refractant este de nenumărate ori mai mare decât alte schimbări care se produc în silicon, inclusiv dilatarea siliconului însuși. Pe măsură ce indexul refractant al siliconului se schimbă, reflecția spectrală a lungimii de undă a fiecărui LED se schimbă de asemenea. Aceste schimbări de reflecție au loc în interiorul ciclului de reflecție a unui senzor și au aceeași magnitude ca cea înregistrată la senzorii de presiune.

Două efecte concurente trebuie luate în considerare în selectarea grosimii corecte a senzorului de silicon: sensibilitatea scăzută are loc atunci când siliconul este prea subțire, în timp ce pierderea mare a semnalului și o gamă redusă de temperatură se produce atunci când siliconul este prea gros. Potrivit experienței noastre, siliconul dintr-un singur cristal care are o grosime de 0.8 pm oferă o gamă mai mult decât potrivită pentru măsurări medicale ale temperaturii.

Este important să observăm că, deoarece spectrele de reflecție a senzorilor de presiune și temperatură sunt similare, ambii senzori pot folosi aceleași aparate pentru analiza semnalului dicroic. (fig 5)

Cei mai mulți senzori cu fibră optică până în prezent au avut nevoie de aparate separate pentru fiecare parametru orientat.

Fabricarea senzorilor

Trei dintre cele 5 scopuri ale programului de dezvoltare a senzorilor erau legate de fabricarea senzorilor: mărime mică a senzorilor, fabricare ușoară și cost redus a senzorilor. Pentru a atinge aceste scopuri, designul senzorilor a inclus un proces de introducere a unui semiconductor și tehnici de microprelucrare oriunde a fost posibil.

Senzorul de presiune

Senzorul de presiune complet LED-Microshift este un cub mic din sticlă cu dimensiuni aproximative de 300x 300 x 275 pm. Una dintre fețele acestui cub din sticlă conține o cavitate mică (1.4-1.7 pm deep x 200 pm diametru) care este acoperită cu o membrană din silicon sensibilă la presiune.(fig.8)

În timp ce senzorul ilustrat și descris în acest raport este conceput pentru măsurarea presiunii absolute, aceeași abordare optică poate și a fost folosită pentru conceperea senzorilor de presiune diferențială.

Urmănd aplicarea fotorezistorului pe acest substrat de sticlă, primul pas de mascare transferă un contur al cavităților senzorului optic pe substrat. Aceste cavitați sunt apoi gravate cu HF la adâncimea dorită.

Adâncimea dorită este determinată de către ciclul de reflexie în care cineva alege să opereze și este în mod tipic în intervalul 1.4-1.7 pm. Apoi,un film din dioxid de titaniu, gros de un sfert de undă este depus la baza cavităților de gravare folosind tehnici convenționale de aspirare a depunerilor. Acest film crește reflexia suprafeței /aer 7740/Ti02 la aproximativ aceea a suprafeței aer/Si02 /Si pe partea opusă a cavității optice. Fotorezistorul este înlăturat și placa de sticlă este curațată.

Urmând aplicarea noului fotorezistor, următorul pas de mascare este aplicarea unui inel din fier de formă toroidală aproape a circumferinței exterioare a fiecărei cavități gravate anterior. Acest inel va elimina mai târziu gaze din cavitatea optică izolată, astfel furnizând un senzor de presiune absolută având un coeficient mic de temperatură. Fotorezistorul este apoi înlăturat.

Următorul pas de fabricație presupune acoperirea cavităților pregătite cu un strat de silicon. Stratul de silicon este preprocesat prin difuzarea de bor în silicon la o adâncime potrivită cu grosimea dorită a membranei, la valoarea convențională 4 pm. Suprafața de silicon dopată este legată anodic cu stratul de sticlă cu cavități. Legarea anodică este realizată prin folosirea tehnicii de legare Mallory.

Legătura care rezultă este permanentă și ermetică. Gravarea încetinește în mod dramatic atunci când acidul atinge stratul de silicon, lăsând cavitățile acoperite cu o membrană subțire de silicon. La sfârșit, asamblul complet este separat în senzori de presiune individuali folosind un ferăstrău cu lamă de diamant. Senzorii sunt pregătiți pentru a fi montați pe capătul fibrei optice.

Montarea unui senzor de presiune LED-Microshift pe vârful unei fibre optice este detaliat în fig. 9.

Pentru că senzorul este mai mare decât secțiunea în cruce a fibrei optice, secțiunea este mai întâi lărgită prin atașarea unei unei piese scurte de 500 pm, tub de sticlă capilar la capătul fibrei. Răspunsul senzorului de presiune LED-Microshift este arătată în fig.10.

Fig. 11 ilustrează o lipsă de histereză în construcția senzorului LED-Microshift. Absența histerezei se datorează folosirii:

silicon cu un singur cristal în membrana sensibilă la presiune

legăturii anodice a siliconului la substratul de sticlă.

Construcțiile de senzori care folosesc o diafragmă organică și/sau materiale adezive este posibil să aibă o histereză substanțială.

În final fig 12 este un compus arătând undele de presiune înregistrate cu un cateter Millar Micro-tip și un senzor LED-Microshift. Așa cum s-a preconizat, cei doi senzori creează unde identice, indicând alternanța tehnologiilor senzorilor în raport cu măsurările medicale.

Un aspect al construcției senzorului de presiune LED-Microshit necesită comentarii suplimentare, mai exact, abilitatea sa de a suporta atât configurații ale senzorului de presiunea absolută, cât și diferențială. În configurarea senzorului de presiune absolută, sensibilitatea și rezoluția sunt reduse pentru a furniza un câmp de operare linear (mai exact 1000 mmHg); aceasta permite folosirea senzorului la presiuni barometrice variate. Chiar și așa, sensibilitatea și rezoluția sunt corespunzătoare pentru măsurări exacte ale inimiii și presiunilor arteriale.

În configurarea senzorului de presiune diferențială, câmpul de operare poate fi redus deoarece schimbările de preiune barometrică se adaptează automat. Așadar această configurare oferă sensibilitatea și rezoluția necesară pentru inimă și măsurări de presiune intra-cranială. Costul acestei realizări este profilul puțin mai mare al senzorului și supapă a cavitații optice mai mare.

Evaluarea senzorului de temperatură

În cele din urmă, răspunsul senzorului la o schimbare de temperatură de un grad este arătată în fig. 14. Datele au fost obținute prin mutarea senzorului de temperatură din apă înghețată în apă care fierbe. Așa cum a fost indicat, senzorul atinge 90% din valoarea finală în aproximativ 20ms, timpul de răspuns pentru acest senzor va varia în funcție de aplicație și este în general rapid din cauza mărimii mici a senzorului.

Calibrarea

Senzorii de presiune și de temperatură (fig 1 și 7) sunt alcătuiți din sticlă Pyrex și silicon, legați anodic. Pyrexul și siliconul au același coefecient de expansiune termică. Mai mult, nici un aditiv sau polimer nu este folosit în aceste elemente cu sensibilitate optică care s-ar putea deforma în timp, sau dilata prin absorbția umidității. Stabilitatea pe termen lung și durata de depozitare sunt de la sine înțelese în acest design.

Variațiile de la senzor la senzor pot fi minimizate prin tehnici de fabricație de ultimă generație, obținându-se senzori cu aceleași caracteristici de performanță. Aceasta înseamnă că o calibrare individuală a senzorului nu este cerută. Stabilitatea de măsurare pe termen lung este determinată mai mult prin performanța aparaturii decât prin aprecierile făcute vizavi de senzor.

În ceea ce privește senzorul de presiune, trebuie avut în vedere că legătura anodică este realizată prin aspirare, care împreună cu inelul se asigură că nu este gaz sau este foarte puțin în cavitate. Așadar schimbările de temperatură nu cauzează schimbări de calibrare substanțiale datorate schimbărilor de presiune din cavitate. O dilatare minoră a materialului Pyrex din cavitate rezultă într-o temperatură a coeficientului de presiune de aproximativ 200ppm a unei scale complete de grade Celsius.

Concluzii

De la început, scopurile programului de dezvoltare a senzorilor au fost foarte numeroase, variind de la designul creativ al senzorului, la performanța senzorului și la încorporarea în produse medicale disponibile pe piață. Conceptele de design sunt într-adevăr unice și au fost protejate printr-o serie de brevete pentru aplicații, brevete străine și americane. Patru dintre aplicațiile americane au fost deja premiate, scopurile privind performanțele senzorului au fost atinse și chiar extinse.

În final, introducerea pe piață a primului dintre numeroasele catetere Baxter Edwards care încorporează senzorul LED-Microshift a arătat că este posibilă încorporarea senzorului în produse medicale disponibile din punct de vedere comercial. Procesul de creare și punere pe piață a acestui senzor a fost de 7 ani.

Sistemul de senzori ai temeperaturii (de tip) barieră Bragg in fiber în aplicații medicale

Senzorul de temperatură (de tip) barieră Bragg in-fiber(FBG) a fost inventat pentru monitorizarea temperaturii in vivo în corpul uman pentru aplicații în medicină un exemplu fiind tratamentul pentru hipertermie.

O sondă “fără tensiuni” este desemnată prin închiderea unui sensor FBG într-un manson. O analiză de 0.1 grad Celsius și o precizie de +/-0.2 grade Celsius într-un interval de temperatură 30-60 grade Celsius au fost posibile, ceea ce vine în întâmpinarea nevoilor medicale.

Introducere

Pentru măsurarea temperaturii, instrumentele termocuplu și termistor mici și accesibile au fost la îndemână și încă sunt folosite în practică. Totodată, cum acești senzori sunt activi electric, ei nu sunt potriviți în anumite scopuri medicale, de exemplu, în câmpuri cu microunde înalte/cu radio frecvență sau radiații laser asociate cu tratamentul hipertermiei în care temperatura unei tumori este până la 42.5-43.5 grade Celsius pentru 20-60 de minute.

Cele mai importante motive pentru acest fapt sunt:

1) încălzirea locală a capătului senzorului și a tumorii din cauza prezenței conductorilor metalici;

2) interferența electromagnetică a curenților și a voltajelor în conductorii metalici, rezultând o citire greșită a temperaturilor.

Senzorii prin fibră optică pot depăși aceste probleme din moment ce sunt dielectrici, practic imuni la interferențele electromagnetice.

O gamă de senzori medicali, miniaturali, de temperatură au fost raportați în ultimii ani și un număr mic au reușit să fie vanduți cu succes. În conformitate cu principiile fizice implicate, aceste instrumente pot fi clasificate drept senzori fluorescenți, bazați pe intensitate și interferometrici. Într-un senzor de temperatură, un material fluorescent este atașat la capătul unei fibre multimod. Impulsurile de la o sursa UV sunt folosite pentru a excita materialul, iar emisiile de lumină vizibilă se descompune cu o constantă de timp caracteristică care este direct proportională cu temperatura. Aceste tipuri de senzori au fost testate in vivo și sunt disponibili în comeț.

O analiză tipică de 0.1 grade Celsius cu un răspuns în timp de o secunda a fost posibilă. Pentru senzorii bazați pe intensitate, temperatura este determinată de măsurarea variațiilor rapoartelor de intensitate interferometrică reflectată, formată din două suprafețe de silicon subțire. Această schimbare de rație a intensității semnalului interferometric indus de temperatură are o relație lineară cu schimbarile indicelui de refracție.

Interferometria fibrei optice poate ajunge la o precizie foarte mare atunci când modificarea de fază a semnalului interferometric indus de modificarea diferenței de cale optică(OPD) este folosită. Mini-senzorii de temperatură în fibra optică bazați pe interferometrie au fost propuși, ceea ce înseamnă o precizie mai mare decât a senzorilor metionați mai sus.

O precizie foarte bună de 0.001 grade Celsius a fost obținută cu o lungime a cavității de aproape 1 cm. În tot cazul, deși OPD este mare, este nevoie de o stabilitate termică foarte ridicată pentru interferometrul local care primește când este nevoie interferometrie de joasă coerență pentru a obține o măsurare exactă. Recent, un mini-sensor de temperatură extrinsic, Fizeau, bazat pe fibră optică cu o lungime de cavitate tipică de 100 de microni a fost demonstrat, folosind detectarea fazelor de unde de lumină duale pseudo-combinate. O precizie de 0.006 grade Celsius peste măsura de 35 de grade Celsius a fost obținută cu o lățime de banda de 30 Hz.

În general, senzorii menționați mai sus sunt senzori de punct, ceea ce înseamnă doar citiri de temperatură dintr-un volum mic de tumoră. Un tratament eficient al tumorilor sau al cancerului poate depinde de măsurarea rapidă și corectă a temperaturii din interiorul unei tumori ca puterea de ieșire a unui sistem de încălzire controlat cu termometrul și un sistem de feedback pentru a asigura câmpul de temperatură dorit în interiorul tumorii. Deși multiplexarea pasivă a acestor senzori de punct este posibilă, este greu de atins în practică din cauza limitării mărimii sondei.

Senzorii in-fiber Bragg(FBG) au cunoscut un interes considerabil în ultimii ani. Cumparând cu senzorii în fibră optică de punct menționați, senzorii FBG, au câteva avantaje: 1)procesarea semnalului este simplă deoarece informația este obținută direct detectând schimbările de unde de lumină induse de măsuratoare;

2) senzorii FBG pot fi scriși direct pe fibra optică fără a schimba diametrul fibrei (125 micrometri), făcându-le potrivite pentru folosirea în corpul uman în timpul măsurării temperaturii in vivo;

3)ar putea fi produse în masă cu un cost minim, făcându-le potențiali competitori ai senzorilor electrici tradiționali;

4)pot fi multiplexați ușor cu multiplexarea diviziunii undei de lumină (WDM).

Sistemul sensibil FBG poate fi rentabil atunci cand numărul senzorilor ce pot fi multiplexati este mare. În general, schema WDM bazată pe un aranjament de o singură legătură de fibră este eficientă în folosirea puterii optice și este foarte flexibil în practică pentru ca senzorii FBG pot fi asezați în orice poziție predeterminată de-a lungul legăturii de fibră. Aceste caracteristici fac senzorii FBG cu WDM ideali pentru măsurarea temperaturii în corpul uman.

O problemă-cheie a senzorilor FBG este rezoluția ridicată a detectării schimbării undelor de lumină pe când rezoluția necesară este ridicată fiind sub un picometru. Spectrometrele convenționale nu pot atinge o asemenea rezoluție din moment ce rezoluția lor tipică este de doar 0.01-0.1 nm deși folosind o potrivire la centru (pornind de la o forma milimetrica a liniei) rezoluții de 1/100 din lățimea benzii pot fi atinse. Câteva tehnici de interogare au fost descoperite pentru detectarea schimbărilor de undă luminoasă. Potrivit principiilor de operare a dispozitivelor, aceste tehnici pot fi clasificate ca filtre de margine, filtre acordabile, metode de scanare interferometrică. Printre aceste tehnici, scanarea interferometrică poate atinge cea mai bună rezoluție.

O altă problemă-cheie este WDM a senzorului FBG alături de o legatură de fibră singulară. O gamă de scheme WDM au fost demonstrate, inclusive filtrele bazate pe FBG, filtrele acordabile Fabry-Perot și filtrele acordabile acustico-optice. În orice caz, interferențele de semnal între senzorii adiacenți par a fi inevitabile la aceste scheme.

În general, un simplu monocromator și interferometru Michelson de volum neechilibrat sunt folosite pentru WDM, respectiv detectarea de înaltă rezoluție a modificarilor lungimii de undă, făcând acest sistem potențial rentabil.

Un avantaj important al acestui aranjament este acela că realmente nu există nicio interferență între oricare doi senzori adiacenți din moment ce separarea spațială dintre oricare doua puncte adiacente de difracție, focalizate pe un plan de ieșire al monocromatorului este mult mai mare decât mărimea punctelor și aria de detectare efectivă a dispozitivelor receptive. De asemenea, sonda este proiectată astfel încât dispunerea senzorului FBG este “fără tensiuni”, iar temperatura care intervine între două puncte devine minimă. Un sistem experimental cu 4 elemente FBG este demonstrat. Această foaie este împărțită în 5 secțiuni. În secțiunea 2, designul sondei este descris. Principiul de operare al senzorului de temperatură FBG propus este prezentat în secțiunea 3. Sistemul experimental și rezultatele sunt prezentate în secțiunea 4, iar munca este concluzionată în secțiunea 5.

Designul sondei

Diagrama schematică a probei de temperatură FBG este prezentată în fig 1.

Fiecare element FBG aranjat alături de legatura de fibră cu un interval identic este scris la diferite centre ale lungimii de undă, care este ales astfel încât la orice condiții de temperatură avute în vedere, nicio undă luminoasă FBG nu se suprapune. Din moment ce FBG este sensibil la tensiune longitudinală, un manson de nailon este folosit pentru a proteja sonda de forțe exterioare din țesutul înconjurător. Diametrul interior al mansonului este foarte mic (de obicei, 0.5 mm) prin urmare suportă forțele transversale fără a le transfera la fibră.

Diametrul interior este ales pentru a fi de câteva ori mai mare decât diametrul fibrei astfel încât suprafața interioară nu atinge fibra în condiții de forță transversală maximă. Sfârșitul legăturii de fibre este plasat într-un indice de refracție asemănător cu gelul pentru a elimina reflexiile nedorite de la capătul fibrei și rămâne “liber”. Sfârșitul mansonului de nailon este sigilat cu adeziv, iar senzorii FBG sunt închiși în manson astfel încât nu există tensiuni longitudinale. Deschiderile sunt localizate de-a lungul mansonului în locurile în care FBG are contact direct cu țesutul. Prin urmare, distribuția temperaturii în tumora din locurile în care de află senzorii FBG este oținută. Legătura de fibră este legată apoi la o unitate de procesare, prin conectarea fibrelor, făcând sonda de unică folosință și interschimbabilă.

O problemă cheie cu designul probei este posibilitatea interferenței temperaturii între două FBG adiacente din cauza transferului de căldură de-a lungul fibrei de legatură. Aceasta poate fi calculată direct asumând că fibra are aceleași proprietăți termice ca dioxidul de siliciu de înaltă puritate. Timpul de transfer al căldurii T de-a lungul fibrei optice poate fi exprimată astfel

(1)

Unde Q este cantitatea de căldură transferată de-a lungul lungimii d cu aria secțiunii a fibrei cu conductibilitate termică de K. În practică, d și (t2-t1) sunt distanța și diferența de temperatură dintre două centre a doi FBG adiacenți respectiv. Putem calcula valoarea aproximativă a căldurii H transferată fibrei de la țesutul înconjurător, asumând că are aceleași proprietăți termice asemănătoare cu ale apei, folosim

(2)

Unde m și s sunt masa și capacitatea calorică specifică a țesutului, respectiv, și ∆t este creșterea temperaturii cauzată de țesutul încălzit. Asumând că toată căldura generată de încâlzirea țesutului este transferată fibrei, i. e. Q=H, atunci timpul T este dat de

(3)

Asumând ca (t1-t2)=10 grade Celsius, delta t=0.1 grade C, m=10gm, d=1cm iar K=0.0033gcal/cm2 /s/grad Celsius/cm, s=1gcal/gm,a=1.2*10 la -4, T are valoarea de 13.8 ore. Prin urmare, pentru o ședință de tratament care de regula durează o oră, interferențele de temperatură generală de-a lungul fibrei este de doar 0.007 grade Celsius, ceea ce este neglijabil.

Principiul de operare

Diagrama schematică a temperaturii sistemului de senzori FBG descrisă este aratată în figura 2.

Rețeaua sensibilă este iluminată cu o sursă de lumină în bandă largă. Un scaner interferometric de lungimi de undă (IWS) este localizat imediat după sursă. Interferența normalizată de semnal de la IWS, cum este arătată în figura 3, poate fi exprimată astfel

(4)

Unde I0 este intensitatea luminii incidente și B vizibilitatea interferenței de semnal. (t) este faza de drift introdusă termic în IWS. Modificarea indusă de temperatura reflectată în lungimile de undă de la FBG produce o schimbare în faza optică a FBG

(5)

Unde ∆t este variația temperaturii aplicate pe FBG și ∆l este OPD al IWS. este sensibilitatea normalizată a FBG pentru temperatura dată de:

(6)

Pentru fibra din dioxid de siliciu, sensibilitatea lungimii de undă-temperatura de 800nm si 1.55 micrometri a FBG a fost măsurată cu valori de 6.8pm/grad celsius si 13pm/grad Celsius respective. Prin urmare sensibilitatea de fază în răspuns cu temperatura este direct proporțional cu OPD in IWS. Măsurând ∆φb cu schema de procesare aproape combinată, modificarea de temperatură poate fi determinată.

Gama de operațiuni a FBG este setată de gama largă de spectru liber (FSR) a IWS, care este data de (7)

Se poate vedea că gama de operațiuni este invers proporțională cu OPD în IWS. Stabilitatea sistemului pentru măsuratori statice și cvasistatice este limitată de fi(t). Incorporând o referință FBG locală și folosind diferența de fază dintre senzorul FBG și referința FBG, alunecarea”termică poate fi compensată. Referința FBG este așezată la brațul care iese din cuplajul 1 în timp ce senzorul FBG este așezat la brațul de iesire a cuplajului 2. Semnalele de întoarcere de la mulțimea de senzori FBG trebuie să fie separate cu WDM cum este prezentat in fig. 3.

În acest proces, ei sunt trecuți printr-un simplu monocromator care consistă într-o barieră de difracție, două oglinzi și o mulțime de lentile pigtail cu index de gradient(GRIN) cu legături de fibre multimode.

Separarea spațială a punctelor focusate pe planul de ieșire, corespund cu lungimile de undă FBG, sunt aranjate să fie mai mari decât diametrul lentilelor GRIN astfel încât să nu existe interferețe între doi senzori adiacenți cu schema WDM. Lumina colectată de lentilele GRIN este transportată la o mulțime de fotodetectori(APD1-APDN) prin legăturile de fibre multimode (aici mulțimi de fotodiode din silicon ar putea înlocui lentilele GRIN, legăturile din fibre multimode și APDurile pentru a face monocromatorul mai compact). Deși monocromatoarele convenționale cu o barieră de difracție care se rotește ar putea fi folosit în acest scop, rata de eșantionare ar putea fi redusă de un număr de ori N (aici N este un număr al senzorilor FBG).

De asemenea, spectrometrele uzuale cu o ordine CCD nu sunt potrivite pentru că avem nevoie să măsurăm schimbările de fază induse de modificările de temperatură mai degrabă decât cele de intensitate.

Eliminarea “alunecării” termice a IWS este posibilă cu filtru trece joas (low-pass) la frecvența fundamentală a semnalului serodyne și comparând faza relativă a ieșirii sinusoidalei corespunzătoare senzorului FBG și referinței FBG cu un fazo-metru (amplificator de blocare). Semnalul de ieșire de la fazo-metru și senzorii electrici de temperatură (termocuplajele) sunt trimise la un PC printr-un convertor mulți canal 12 biți analog digital pentru a permite comparația între temperatura măsurată optic și cea măsurată electric.

Sistemul experimental și rezultatele

Pentru demonstrație, 4 elemente FBG au fost incorporate într-un aranjament expus în fig 2. Lungimea și intervalele pentru cele patru elemente FBG sunt de 4 mm și 10 mm, respectiv, și diametrul mansonului de nailon e de 1 mm. Rețeaua a fost iluminată cu o diodă superluminiscentă stabilizată ca temperatură (SLD) cu o lățime de banda de 18.5 nm (818-836.5 nm). Ieșirea optică a puterii de la fibra single-mode a fost măsurată 0.65mW. IWS-ul folosit în această rețea a fost un interferometru Michelson în cea mai mare parte neechilibrat dezvoltat de Queensgate Instruments Ltd. Elementul piezoelectric din IWS a fost condus de un semnal serrodyne la o frecvență de 300Hz. OPD-ul IWS-ului folosit aici a fost setat la 0.6 mm (egal cu un FSR de 1.16nm). Lungimea de undă nominală Bragg și reflectivitatea de referință FBG au fost de 827 nm si 90% cu lățimea de bandă spectrală (FWHM) de 0.2 nm.

Spectrul de transmisie al senzorului FBG este arătat în fig. 4,variind de la 821 nm cu o reflectivitate de 50-70%. Lumina întoarsă de la FBG a fost trecută printr-un monocromator cu 1200 linii/mm bariera de difracție, două oglinzi și o mulțime de lentile GRIN pigtail cu miez de 100 de micrometri multi-mode de legatură de fibre. Coeficientul de dispersie al monocromatorului a fost măsurat ca fiind 0.6 nm/mm în planul lentilelor GRIN. Prin urmare nu a existat nicio interferentă observabilă între oricare doi senzori adiacenți. Puterea optică la detectori a fost în jur de 10 nW. O instalație de test cu 4 senzori de termocuplaje a fost construită pentru a compara rezultatele senzorilor atât electrici cât și optici.

fig. 5 ne arata că distributia de sunet a sistemului, care a fost obținută localizând atât senzorul FBG cât și referința FBG în același mediu controlat, din această figură se vede că analiza temperaturii determinate de digitalizarea nivelului era +/-0.05 grade Celsius cu o “alunecare” mai mică de 0.1 grade Celsius în mai mult de 10 minute de eșantionare. Figura 6 arată rezultatele experimentale obținute atât de la senzorul FBG cât și de la senzorul termocuplu. Se vede că acuratețea măsurătorii de +0.2 grade Celsius a fost posibilă cu o rație de eșantionare de o secundă.

Per total, variația temperaturii a fost de 30 de grade Celsius, prin urmare rezoluția obtinută a fost 500:1, totuși, variația de temperatură absolută care corespunde unei modificări de faze de 2π în lungimea de bandă a scanerului interferometrului este de 161 de grade Celsius, dând o gama limitată de zgomot de rezoluție 1610:1.

Concluzii

Însumând cele spuse mai sus, am demonstrat că noul senzor de temperatură FBG care a fost dezvoltat pentru aplicații medicale, combină avantajele WDM cât și schema de detectare a modificărilor de lungimi de undă interferometric compensatoare de drift. Un simplu monocromator și un interferometru Michelson în cea mai mare parte neechilibrat a fost folosit pentru un WDM fără interferii și detectarea modificărilor lungimilor de undă de înaltă rezoluție, respective, făcând acest sistem potențial rentabil.

Sonda a fost proiectată astfel încât să poată suporta mari tensiuni transversal, dar fără tensiuni longitudinale folosind un capăt sigilat cu manson de nailon. O rezoluție de 0.1 grade Celsius și o acuratețe de +/-0.2 grade Celsius peste o gamă de temperaturi cuprinse între 30 și 60 de grade au fost posibile ceea ce vine în întâmpinarea necesităților medicale. După mai multe cercetări se anticipează că sistemul va fi testat in vivo pentru profilatea temperaturii în timpul tratamentului hipertermic.

Imagistica moleculară bazată pe optică: agenți de contrast și potențiale aplicații medicale.

Introducere

Pe măsură ce lumina trece prin țesut, fotoni sunt absorbiți și împrăștiați pe drum, descriși cantitativ de coeficientul de absorbție (μa) și de împrăștiere (μs). Lumina din gama infraroșie apropiată (NIR 650-900 nm) poate traversa țesutul într-un mod foarte eficient întrucât absorbția sa de către apă și hemoglobină este relativ scăzută în acest spectru (“fereastră de diagnostic”). Întrucât penetrarea în adâncime este un factor limitativ major în imagistica vivo optică, lungimea de undă aleasă ar trebui, în mod ideal, să fie în acestă fereastră de diagnostic).

Diverse strategii pot fi urmate pentru a obține informații optice de la țesuturi, pornind de la contrastul țesutului endogen și până la sonde optice “inteligente” (Fig. 1).

Pentru a obține informații moleculare de la un organism intact, trebuie îndeplinite mai multe condiții fundamentale. În primul rând, este esențial să stabilim o țintă care să fie foarte relevantă pentru patologia de reprezentat. În al doilea rând, ținta trebuie să fie suficient de bine caracterizată, astfel încât să poată fi dezvoltați senzori optici cu un înalt grad de selecție și afinitate pentru țintă. În al treilea rând, întrucât imagistica ar trebui totuși să fie făcută in vivo, trebuie aplicată o paradigmă de livrare a medicamentelor care să permită livrarea suficientă a sondei moleculare la țintă. În cele din urmă, ar trebui aplicate strategii de amplificare a semnalului pentru a îmbunătăți raportul semnal-zgomot (SNR) pentru detecția structurii moleculare.

Sunt câteva avantaje ale utilizării tehnicilor optice pentru obținerea informațiilor moleculare in vivo:

Diverse tehnici optice au fost deja dezvoltate și folosite de mai mulți ani în comunitatea biologiei moleculare pentru a sonda specimene de țesut sau celule (precum folosirea proteinelor fluorescente și a anticorpilor etichetați fluorescent). Aceste tehnici pot fi adaptate și modificate pentru folosirea in vivo.

Întrucât autofluorescența țesuturilor din majoritatea părților corpului este foarte scăzută (de exemplu, prin comparație cu conținutul de protoni din RMN) un SNR mare poate fi atins chiar și când în țintă sunt prezente cantități mici de martor fluorescent.

Diferite paradigme funcționale pot fi aplicate pentru agenții de contrast, precum transferul de energie fluorescentă sau bioluminiscență, pentru a detecta interacțiunile specifice ale țintei in vivo, precum activitatea enzimelor.

Contrastul țesutului endogen .

Absorbție și împrăștiere

Fotonii interacționează cu țesutul prin absorbție, împrăștiere și reflexie. La modul general vorbind, absorbția luminii în NIR este datorată în principal conținutului de hemoglobină și mioglobină dintr-un volum dat și este, prin urmare, dependentă de vascularizarea și/sau perfuzia țesutului. Pe de altă parte, împrăștierea este determinată de salturi de reflexie, care depind de arhitectura țesutului și compoziția intracelulară, precum și densitatea organelor.

În consecință, imagistica clasică diafanică /transiluminarea arată o combinație de procese de absorbție și împrăștiere în țesut. În primii ani, mamografia optică, de exemplu, a încercat să aplice acest principiu în medicină. Pe când câteva studii din anii 1980 au scos la iveală rezultate favorabile pentru mamografia optică prin comparație cu screening-ul radiologic, alte studii au descurajat folosirea luminii pentru diagnosticarea cancerului mamar în principal din cauza sensibilității și specificității scăzute. Mai recent, măsurarea dependenței imagisticii multi-spectru de absorbția și împrăștierea din țesut asigură informații adiționale despre conținutul țesutului (apă, lipide, oxy- si deoxy-hemoglobină) care ar putea fi folositoare pentru controlarea bolii mamare.

Autofluorescența

În afară de absorbție și împrăștiere, țesuturile sunt caracterizate de autofluorescență întrucât toate țesuturile conțin cantități mici de fluoropori care absorb lumina și emit lumină la o lungime de undă mai mare. Nicotinamida (NAD[H]) colagenul și elastina sunt fluoroporii cei mai cunoscuți. Pe măsură ce țesutul normal devine displazic se schimbă proprietățile spectroscopice ale țesutului, schimbare provocată de modificarea concentrației acestor componente. Spectroscopia laser auto-indusă (LIAFS) a fost folosită pentru prima dată la începutul anilor 1980 pentru a diferenția țesuturile normale de cele cu tumori. Această tehnică se bazează pe intensitatea spectrului fluorescent, care este obținută prin excitarea cu diferite lungimi de undă.

S-a demonstrat, de exemplu, că tumorile la vezică arată o fluorescență semnificativ mai mică prin comparație cu țesutul normal atunci când este examinat cu LIAFS. Problema tehnicilor de imagistică cu autofluorescență este SNR-ul inerent mic al bolilor în fază incipientă (datorată cantității mici de fluoropori) și de fundalul relativ mare (de exemplu împrăștierea, reflexia), care limitează aplicabilitatea acestor semnături optice pentru detectarea timpurie a cancerului.

Protoporphyrins IX este o categorie de porphyri despre care s-a demonstrat că se acumulează în țesutul pre-malign și care arată proprietăți pluorescente favorabile cu un vârf de excitare la 450 nm. Un precursor endogen a acestor protoporphyrins poate fi aplicat sistematic pentru a crește autofluorescența endogenă a țesutului malign. Această tehnică a fost aplicată cu succes pentru detecția displaziei în esofagul lui Barrett și colitei în imagistica endoscopică. Pe când această abordare se axează pe creșterea autofluorescenței inerente a țesutului, evenimentele specifice sau mai degrabă moleculare nu pot fi țintite folosind detecția autofluorescentă.

Fluorescența non-specifică

Fluorescența folosită pentru imagistica optică ar trebui să îndeplinească în mod ideal niște criterii pentru a fi potrivită pentru imagistica diagnosticării in vivo:

Maxima de excitație și emisie în intervalul NIR (650-950 nm)

Coeficient de exticție mare

Randament mare (semnal fluorescent puternic)

Lipsa dispariției culorii

Lipsa efectului de sensibilizare la lumină

Hidrofilie

Toxicitate scăzută

Coloranții cu cianină (CD) reprezintă una dintre cele mai proeminente clase de agenți de contrast cu proprietăți ideale pentru imagistica in vivo. Proprietățile optice ale cromoforului sunt ajustabile, oferind coeficienți de extincție mari cu absorbția dorită și intervalele de emisii de la vizibil până aproape de zona de infraroșu. În același timp, CD pot fi împerecheați cu liganzi specifici, care pot impărți specificitatea moleculară în sondele optice.

Verdele indocianin (ICG) este un exemplu de fluorescență non-specifică care a fost folosit clinic de mulți ani pentru testarea funcției hepatice, teste de fiziologie cardiacă și angiografie fluorescenta oftalmologică. Studiile experimentale au dovedit fezabilitatea descoperirii tumorilor folosind fluorescența CD non-specifică. Mai mult, într-un studiu clinic efectuat pe pacienți cu diverse leziuni mamare, ICG s-a dovedit a fi o unealtă eficientă pentru detecția leziunii, raportându-ne la RMN-ul cu GD.

În acest studiu leziunile vazute de RMN-ul potențat cu Gd-DTPA au putut fi, de asemenea, detectate de tomografia optică difuză potențată cu ICG (DOT). Prin urmare, aceasta a fost prima dovadă incontestabilă că DOT potențată prin contrast poate fi utilizată pentru detecția neoplasmelor mamare. Întrucât ICG se leagă repede de albumină, DOT potențată cu ICG doar a arătat efectele de acumulare fără informații moleculare adiționale despre țesut. Totuși, combinația dintre tomografia optică și noii agenți de contrast cu specificitatea moleculară promite să îmbunătățească în mod substanțial potențialul de diagnosticare al imagisticii optice in vivo.

Fluorescența cu specificitate moleculară

Fluorescența țintă

Împerecherea liganzilor specifici cu un colorant cu cianină este una dintre modalitățile de a obține informații specifice țesutului. Întrucât multe forme de cancer exprimă în exces diverși receptori, liganzii specifici pot funcționa ca și modalitate de a vizualiza selectiv tumoarea.

În acest context țintirea proteinelor extracelulare înrudite cu angiogeneza, folosind anticorpi etichetați cu ajutorul coloranților a fost descrisă. Alte studii au exploatat receptorul folic pentru țintirea fluorescenței specifice cancerului.

Mai recent, un conjugat peptide-colorant constând într-un colorant cu cianină și octreotatul analog al somatostatinei (SST) a fost sintetizat și folosit drept agent de contrast pentru imagistica optică a tumorii. Sonda a arătat o acumulare de xenogrefe de șoarece detectate cu ajutorul unui aparat de imagistică cu reflexie în spectru aproape infraroșu in vivo cu o fluorescență a tumorii de trei ori mai mare comparativ cu țesutul sănătos.

În mod asemănător, fluorescența a putut fi etichetată cu ajutorul peptidelor intestinale active (VIP) pentru detectarea tumorilor gastroenteropancreatice care exprimă în exces receptorul VIP. Internalizarea fluorescenților în celule de expresie VIP a putut fi arătată cu ajutorul microscopiei scanate cu laser.

Alte studii din acest grup arată legătura dintre coloranții cu cianină și purtătorii macromoleculari, precum albumina serică umană sau transferină (Tf), pentru imagistica optică experimentală a tumorii. Substanța din urmă a arătat asimilare mediată de receptori în celulele de cancer de colon uman in vitro HT29. Mai mult, CD etichetat cu Tf a indus fluorescența celulelor tumorilor viabile in vivo.

Eforturi asemănătoare au fost depuse de un alt grup care a arătat sinteza unui conjugat colorant-peptidă care relevă specificitatea tumorii cu ajutorul unor peptide mici folosite pe post de liganzi pentru receptorul de somatostatina (sst2) exprimat în exces. Această abordare a permis și conturarea specifică tumorii unui sst2 – arătând carcinomul acinar pancreatic la șobolanii Lewis.

O strategie diferită pentru specificarea contrastului optic a fost descrisă recent de Zaheer și colegii săi. Ei au sintetizat un derivat al bifosfonaților fluorescenți (Pam 78) ce arată legătura rapidă și specifică la hidroxilapaptite (HA) in vivo. În urma injectării intravenoase, agentul a permis detectarea activității osteoblaste in vivo folosind un dispozitiv de imagistică cu reflecxie NIRF. Această abordare de imagistică ar putea fi folositoare în evaluarea activității osteoblaste în bolile metastatice sau în studierea dezvoltării scheletice in vivo.

Folosind receptorul descris sau metoda unirii se poate obține o specificitate țintă înaltă folosind cantități mici de fluorescenți. Totuși, această metodă lucrează cu un raport relativ scăzut între semnal și fundal, întrucât sondele nelegate sunt total fluorescente și contribuie așadar la zgomotul de fundal.

Fluorescenți activabili

Un mod diferit de a împărți specificitatea moleculară în agenți optici de contrast este de a face sonde activabile, care suportă schimbări de conformație după interacțiunea cu o enzimă specifică. O multitudine de enzime, în mod special proteazele, sunt implicate într-o largă gamă de patologii, de la carcinogeneză la boli de imunitate.

Prima generație a acestui agent de contrast molecular a constat într-o moleculă purtătoare macromoleculară cu circulație îndelungată apărată de mai multe lanțuri secundare de metoxi-polietile-glicol (PLL-MPEG). Mai mulți coloranți cu cianină sunt încărcați în această moleculă purtătoare, rezultatul fiind stingerea semnalului fluorescent datorită transferului de energie prin rezonanță (FRET) între fluorescenți. Astfel, în starea nativă nu există practic fluorescență, pe când, în urma clivajului enzimatic fluorescenții sunt eliberați și un puternic semnal fluorescent (o creștere de până la câteva sute de ori) poate fi detectată. Această primă generație de sonde optice este activată de proteze cu cisteină lisosomală sau serin, precum catepsina-B. Legând fluorescenții de molecula purtătoare prin distanțierul de peptide selectivitatea sondei poate fi adaptată pentru alte enzime, precum matrix-metalo-proteinase-2, catepsină-D sau trombină.

Imagistica oncologică

Datele experimentale și clinice sugerează faptul că protezele precum catepsinele și matrix-metaloproteinele sunt implicate intr-o cascadă de enzime, care, în cele din urmă, produce digestia rețelei extracelulare și astfel infiltrația celulară a tumorii locale cât și metastatice. Primele studii experimentale care au folosit sonda optică sensibilă la catepsina-B au arătat o activare a sensibilității sondei cu auto-oprire în cadrul xenograft-ului tumorii. Tumorile LX-1 implantate subcutanat au putut fi ușor vizibile la șoareci, chiar și cele sub un milimetru la 24 de ore după injectarea intravenoasă a sondei; astfel, sondele optice sensibile la protează pot fi cu ușurință folosite pentru a funcționa ca și modalitate de dectare timpurie a cancerului sau, respectiv, pentru testele de screening.

Într-adevăr, există dovezi conform cărora suplimentarea proteazei este o etapă timpurie din transformarea celulelor maligne. În cancerul de colon, de exemplu, catepsina-B și metaloproteinazele-matrice au fost descoperite a fi supraregulate în cadrul limitelor tumorilor invazive. Pe baza acestei presupuneri s-a cercetat recent dacă leziunile gastro-intestinale pre-maligne ar putea fi detectate de balize moleculare sensibile la enzime. Experimentele efectuate cu ajutorul șoarecilor de vârstă APC Min/+ folosiți drept model pentru adenomatoza coli spontană au arătat că polipii ar putea fi detectați de către sondele optice sensibile la protează. Leziunile de până la 50um în diametru, care erau invizibile la inspecția obișnuită cu lunimă albă au putut fi vazute cu ajutorul imagisticii FRI cu o sondă sensibilă la catepsina-B, având drept rezultat îmbunătățirea semnificativă a detectării leziunilor prin comparație cu inspecția vizuală, de aproximativ 96% și o specificitate de aprox. 93%. Studiile corelative RT-PCR și Western au confirmat o supra-expunere a catepsinei-B în polipii intestinali prin comparație cu mucoasă normală.

Pe baza literaturii oncologice, nu numai că ar trebui să fie potențial pentru detecția timpurie a tumorii dar și pentru diferențierea leziunilor din moment ce cancerele foarte invazive au fost corelate cu o creștere a proteazelor atât în cadrul investigațiilor clinice, cât și experimentale.Într-un model de xenogrefă de cancer mamar un adenocarcinom foarte invaziv (DU4475) derivat ditr-o metastază cutanată a unui adenocarcinom mamar uman a fost testat comparativ cu un adenocarcinom mamar bine diferențiat (BT20). Imagistica NIRF a tumorilor de mărimi egale a scos la iveală activarea semnificativ mai puternică a sondei de către tumoarea foarte invazivă, comparativ cu cea bine diferențiată. Potrivit literaturii, celulele tumorii DU4475 au arătat un nivel de exprimare a proteinelor de 1,7 ori mai mare a catepsinei-B comparativ cu adenocarcinomul bine diferențiat. O clasificare a tipurilor de tumori potrivit incărcării cu protează ar putea, prin urmare, să fie posibilă folosind sonde optice sensibile la enzime.

Într-un alt scenariu, o sondă specifică MMP a fost folosită experimental pentru potențialul său de a monitoriza noile terapii inhibatoare a proteazei in vivo. La șoarecii purtători de fibrosarcoame umane (HT1080), o reducere semnificativă a semnalului NIRF indus de protează a putut fi observată la 48 h de la începerea tratamentului cu un inhibator de protează MMP, cu mult timp înainte de a observa schimbări fenotipice (ca, de exemplu, micșorarea tumorii și rarefierea vascularității) astfel, imagistica cu protează este, potențial, un mod foarte sensibil de a evalua noi terapii anti-tumoare.

Imagistica non-oncologică

Imagistica cu protează a fost aplicată cu succes în imagistica activității unei boli autoimune într-un model de artrită reumatoidă inductibilă. În cadrul acestui studiu au fost folosite catepsine inflamatorii pentru a detecta răspunsul inflamator activ al artritei reumatoide prin injectarea șoarecilor sălbatici cu un ser imunogen (K/BxN). Imagistica cu reflexie NIRF cu o sondă sensibilă la catepsina-B a permis detectarea activității inflamatorii la 20 de ore de la inducția bolii, în timp ce manifestarea clinică externă a bolii era încă discretă; astfel, screening-ul pentru boli autoimune poate folosi această tehnică de imagistică. Mai mult, activitatea trombinei a fost vizualizată recent folosind o sonda optică sensibilă la trombină dedicată. Întrucât trombina este o enzimă cheie în hemostază și evenimente trombotice, un screening pentru disfuncționalități de coagulare sau tromboză ar putea fi posibil cu ajutorul acestui senzor molecular.

Metode de imagistică pentru exprimarea genelor și etichetarea celulelor

În timp ce agenții de contrast descriși anterior au fost proiectați să arate structuri proteice ale celulei (de exemplu, enzime, receptori) pot fi făcute încercări de a arăta în imagini exprimarea in vivo cu ajutorul metodelor optice; totuși, anumite piedici în livrare trebuie depășite pentru folosirea diferitelor tehnologii in vivo. Metodele radiologice pentru livrarea sondei locale ar putea fi, în acest scenariu, de o importanță capitală pentru aplicațiile medicale din viitor.

Proteinele fluorescente cu funcție de gene de marcare și etichetare celulară

Termenul de gene de marcare imagistică (IMG) descrie o clasă de gene (artificiale) a căror produs de transcripție (proteine) poate fi detectat prin diferite metode de imagistică, precum imagistica optică. Proteinele fluorescente, precum proteina fluorescentă verde (GFP) reprezintă o clasă de IMG cu o semnătură optică și au fost clonate de la diverse organisme, precum meduza Aequoria Victoria. Informația genetică a GFP și/sau a mutanților săi poate fi legată de anumite “gene de interes” sau vectori terapeutici care monitorizează exprimarea celor din urmă. În cazul unui transfer reușit de gene, celulele transfectate vor deveni fluorescente, indicând astfel exprimarea proteinei fluorescente și astfel, gena de interes legată terapeutic.

Recent, fezabilitatea folosirii GFP ca și IMG pentru transferul vasular de gene a fost demonstrat pe un model de iepure in vivo. Se poate ca această tehnică de imagistică să fie aplicată pentru controlul calității tehnicilor transferului intervențional de gene ca de exemplu pentru tratamentul bolilor cardiovasculare sau alte terapii care folosesc genele.

Proteinele fluorescente au fost folosite în mod experimental pentru a eticheta proteine individuale sau celule in vivo. Odată cu dezvoltarea etichetelor cu proteine fluorescente cu diferite lungimi de undă pot fi folosite tehnici de transfer de energie prin rezonanță fluorescentă pentru a vizualiza interacțiunile proteice dinamice din celulele vii până la nivel microscopic.

La o scară macroscopică, celulele transfectate cu GFP pot fi vizualizate cu ajutorul metodologiei imagisticii optice, ținând cont că excitarea și emiterea de undă să fie corecte. Celulele umane și de rozătoare cu tumoră transfectată cu GFP au put fi vizualizate in vivo, permitând astfel monitorizarea creșterii tumorii și formarea metastazelor. Etichetarea cu proteine fluorescente poate ajuta în viitor la urmărirea unor anumite populații de celule in vivo și astfel, la monitorizarea terapiei cu celule stem și la vizualizarea cineticii celulelor.

Un dezavantaj major al GFP este limitarea adâncimii penetrării, întrucât ea emite in lumină vizibilă (excitație 489 nm, emisia 508 mm), și este foarte absorbită de țesut. În afară de variantele spectrale left-shifted, o variantă red-shifted (DsRed) a proteinei a putut fi izolată din coralii tropicali (Anthozoa) cu o absorbție maximă de aproximativ 558 nm și o emisie de 583 nm. Din moment ce lumina roșie penetrează țesutul mai eficient, această proteină este mai potrivită pentru aplicații in vivo; totuși, nu este ideală (proteinele ideale pentru aplicații in vivo ar trebui să aibă fluorescența maximă la 700-800 nm). Primele studii arată fezabilitatea monitorizării locației proteinelor și exprimării genelor în organisme mici in vivo.

Bioluminiscența

Bioluminiscența descrie procesul emisiei de fotoni până la oxidarea luciferinului prin luciferază. Informația genetică pentru luciferază poate fi astfel utilizată ca și un alt IMG optic. Fotonii eliberați prin luciferază pot fi detectați prin tehnologia dispozitivelor sensibile la cuplarea prin incărcare. Diverse gene luciferaze au fost izolate de la diverse organisme precum licurici, corali, meduze și dinoflagelate. Luciferaza licuriciului nord american, de exemplu, emite lumină verde până la oxidarea luciferinei.

Luciferaza poate fi, deci, folosită cu IMG pe post de “senzor intern” care emite lumină oriunde luciferaza este folosită. Folosind sisteme de imagistică cu bioluminiscență, celulele tumorale care exprimă luciferază opt fi monitorizate in vivo. Mai mult, creșterea tumorii și restrângerea celulelor carcinomului cervical uman (HeLa) transfectate cu luciferază ar putea fi arătate in vivo.

Acest model permite analiza cantitativă, spațială în timp real a expresiei genei de marcare a luciferazei in vivo. Întrucât luciferaza nu se regăsește în orgamisme mamifere, acest sistem de detecție funcționează fâră zgomot de fundal; totuși, va fi restrâns doar la aplicații de cercetare întrucât luciferina este putin probabil ca luciferina să fie administrată pacienților.

Direcționarea oligonucleotidelor: “balize moleculare”

O altă tehnică de imagistică care se bazează pe transferul de energie a rezonanței fluorescente sunt așa-numitele balize moleculare. Ele au fost dezvoltate pentru diagnosticarea in vitro a oligonucleotidelor (precum analiza de exprimare a ARN) și constau într-o oligonucleotidă dublu etichetată cu un grup de raportare fluorescent la un capăt și un grup de stingere a fluorescenței la celălalt capăt. În lipsa țintei molecula formează un ac de păr care aduce fluorocromul și stingătorul aproape, având drept rezultat stingerea semnalului sondei. În prezența țintei complementare sonda se hibridizează cu ținta, având drept rezultat întreruperea structurii ciclului unimolecular stem.

În cadrul acestei noi formațiuni bimoleculare grupul de raportare fluorescent nu mai este aproape de grupul de stingere a fluorescenței și poate emite lumină pe lungimea de undă caracteristică fluorocromului specific. Folosirea in vivo a balizelor moleculare este problematică din cauza dificultății livrării în celule și a degradării. În scopul diagnosticării, o baliză moleculară ar putea răspunde în viitor întrebării dacă o genă este activată, astfel având loc transcrierea informației genetice. Mai mult, informația genetică eronată sau lipsă ar putea fi căutată cu ajutorul balizelor moleculare.

Potențiale aplicații clinice

Un punct esențial pentru promovarea tehnicilor de imagistică discutate mai sus în practica clinică este tehnologia detectării fotonului corescpunzător pentru aplicații in vivo.

S-a demonstrat în simulări numerice și în investigații clinice că această tehnică poate fi folosită la scară mai mare la oameni. O combinație de rezoluție anatomică detaliată, precum datele oferite de RMN sau CT combinate cu informația moleculară generată de semnături optice sau respectiv medii de contrast ar îmbunătăți mult sensibilitatea și mai ales specificitatea imagisticii biomedicale in vivo. Detecția timpurie a tumorilor, diferențierea tumorilor și noile tehnici de screening a tumorilor ar putea fi doar un exemplu al aplicațiilor clinice ale imagisticii optice. Un alt teren propice pentru aplicațiilor optice ar fi imunoimagistica sau screening-ul genetic in vivo.

În afară de senzorii tomografici, se poate imagina și o combinație de dispozitive endoscopice și laparoscopice cu fibră optică pentru detectarea fluorocromului in vivo. Mai mult, dispozitivele de scanare portabile comparabile cu sondele cu ultrasunet ar putea fi folositoare pentru detectarea superficială a fluorocromului.

Concluzie

În concluzie, există în curs de dezvoltare o largă varietate de strategii de contrast optic care va ajuta la interogarea bazei moleculare specifice a diverselor boli. Combinarea acestor strategii de contrast cu noile tehnici de imagistică optică, precum FMT va avansa semnificativ încercările de aducere a imagisticii biomedicale mai aproape de nivelul molecular.

Analizei undei de puls arterial

Bazele analizei undei de puls arterial datează din cea de-a doua jumătate a secolului 19 când Frederick Mohamed a descris forma undei de presiune radilă precum și diferența dintre aceasta și forma undei de puls carotidian. El a descris și efectele deteriorării arteriale, ce apare odată cu îmbătrânirea, asupra pulsului arterial. În timp ce unda de puls se deplasează prin arborele vascular suferă reflectări din cauza nepotrivirii de impedanța dintre arterele de tip elastice și rigide. Pierderea elasticității în zonele centrale ale sistemului circulator va determina reflecții timpurii ale undei de puls.

Acest fenomen este legat de supraîncărcarea ventriculului stâng în timpul sistolei ceea ce va conduce la creșterea masei ventriculului stâng ducând la hipertrofie arterială și insuficiență cardiacă.

Alte consecinte ale reflecțiilor timpurii ale undelor de puls sunt scăderea presiunii diastolice, care poate cauza o diminuare a capacității arterelor coronare de a iriga, conducând la creșterea riscului de ischemie miocardică ( boala coronariană ischemică) . Reflecții ridicate ale undelor arteriale este o modalitate de predicție a mortalitătii cardiovasculare.

Înregistratea undelor pulsului arterial se realizează cu senzori piezoelectrici, numit tensiometru arterial. În procesul de colectare senzorul este plasat peste o arteră superficială, de obicei este necesară o structură rigidă, de exemplu un os pentru a susține vasele de sânge.

Înregistrarea undei de puls centrală este realizată indirect prin măsurarea pulsului arterei radiale dupa care urmeaza aplicarea procesării digitale.

Artera carotidă prezintă aceeași elasticitate naturală așa că înregistrarea pulsului carotidian are avantajul de a evita procesarea semnalului și estimările. În schimb, prezintă dificultăți tehnice din cauza lipsei de suport osos și a mișcărilor respiratorii.

Senzorii cu fibră optică prezintă numeroase avantaje față de transformatoarele de tensiune convenționale, avantaje care le transformă în obiecte potrivite pentru a satisface cerințele medicale. Acestea sunt:

-precizie și acuratețe

-robustețe

-dimensiune și greutate redusă

-izolat din punct de vedere electric ceea ce îi face să fie mai sigure decât senzorii electronici

-bandă de frecvență largă

-imunitate la interferențele electromagnetice

Ultima trăsătură este unul dintre cele mai relevante avantaje ale senzorului cu fibră optică pentru utilizarea în medicină deoarece îmbunătățește siguranța dispozitivelor medicale permițând totodată înregistrarea simultană a semnalelor fiziologice și folosirea instrumentelor de electrocauterizare precum și a rezonanței magnetice (RMN). Toate aceste trăsături transformă senzorul cu fibră electrică într-un sistem important pentru aplicațiile biomedicale din viitorul apropiat.

Cererea de aparate de înregistrare a tensiunii a condus la elaborarea unor aparate de înregistrare non invasivă a tensiunii arteriale folosind senzori cu fibră optică. În 2010 Myllyla a prezentat un dispozitiv de monitorizare a presiunii sângelui ce poate fi folosit în RMN. În lucrarea respectivă, două accelerometre au fost utilizate a căror plan de detectare folosea fibra optică din plastic ce ilumina o suprafață a unei console, iar lumina reflectată, modulată de mișcările ei, este colectată de o fibra adiacentă paralelă. (14). Accelerometrii sunt plasați pe piept și pe artera carotidă pentru a determina timpul de tranzit al pulsului precum și evaluarea presiunii sângelui.

Mai recent, în 2013, a fost prezentat un dispozitiv pentru măsurarea formei undei de puls în artera carotidă , dispozitiv alcătuit cu fibra optică din siliciu. Dispozitivul utiliza o cutie tubulară cu o sferă fixată de diafragma din siliciu , ce se mișca la variațiile presiunii carotidiene.

Trendul în dezvoltarea senzorilor este dat de reducerea costurilor și ușurarea producției, menținând totodată eficiența aplicației. În acest fel, senzorii cu fibră optică bazați pe intensitatea modulației sunt probabil cei mai simpli în ceea ce privește principiul de funcționare, aparatura și procesarea semnalului. În plus, senzorii cu fibră optică din plastic sunt mai flexibile și mai ușor de manevrat comparativ cu fibra de sticlă. ( 16, 17). În această lucrare este prezentat senzorul cu fibra optică din plastic folosit pentru a inregistra forma undei de puls din artera carotidă.

Forma undei de puls este alcatuită din două componente: unda de presiune exercitată de ventriculul stâng în timpul sistolei și componenta sa reflectată numită undă reflectată. În figura 1, analiza formei undei de puls arterial poate fi identificată: presiunea diastolică ( DP-punct) , primul vârf sau inflecțiune(P1) , al doilea vârf sau inflecțiune ( P2) sau incizura care corespunde închiderii valvei aortice ( sfârșitul sistolei) (DN) și unda dicrotă (DW).Vârful undei de puls corespunde presiunii sistolice. ( SP)

Din forma undei de puls pot fi calculați mai mulți indici pentru inima și evaluarea proprietăților arteriale precum indicele de augmentare ( Alx%), viabilitatea subendocardiacă ( SEVR%) și durata de pompare a sângelui (ED%). Acești indici sunt obținuți în funcție de următoarele formule:

( formulele sunt in pdf-ul trimis e tine)

Primul indice determină dacă undele reflectate cresc presiunea centrală. Valorile pozitive ale indicelui de augmentare indică faptul că reflecțiile timpurii cresc tensiunea centrală, în timp ce valorile negative ale aceluiași indice arată că undele reflectate nu cresc tensiunea centrală. Viabilitatea subendocardiacă numită și indicele Buckberg se referă la furnizarea de flux sanguin suficient pentru a menține viabilitatea miocardului.

Valori de peste 50 % în artere coronariene normale sunt legate de prezența ischemiei subendocardiacă (19) care reprezintă irigarea deficientă cu sânge a miocardului în timpul diastolei. ( 18) Viabilitatea subendocardiacă este considerată normală cand are valori peste 100. Indicele care indică durata de evacuare a sângelui din inima către artere semanlizează prezența unei disfuncții sistolice sau diastolice. Persoanele cu disfuncție sistolica prezintă valori ridicate ale indicelui de evacuare a sângelui comparativ cu cei care suferă de disfuncție diastolică. Murgo a împărțit , în fucție de indicele de augmentatie, formele undelor de puls în patru categorii: A, B,C,D ( tabelul 1) .

Sunt două tipuri de unde care se evidențiază , în mod clar, undele elastice ( tip C) și undele rigide (tip A) prezentate în fig. 1

III. Design-ul senzorului

Senzorul este alcătuit dintr-un suport cilindric cu fibră optică din plastic în centrul cilindrului, la o distanță de 3mm de capul tubului ( schema în figura 2).

Pentru acest scop este folosită fibra optică din plastic a unei bobine de cuplaj de 2x 1 cu diamtrul de 2,2 mm. Deoarece senzorul funcționează prin reflexie, un reflector adeziv, circular, rigid, căptușit cu aluminiu ( diametrul de 5mm) este lipit pe pielea pacientului , pe suprafața zonei carotide. Pulsațiile arterei carotide, în timp ce prin ea se deplasează unda de presiune, schimbă distanța reflectorului către fibră, modulând lumina reflectată.

Senzorul are forma unui stilou pentru a înregistra cu ușurința pulsul pacientului care stă întins cu fața în sus și gâtul întins. Această tehnică permite înregistrarea forma undei de puls fără apăsarea arterei carotide.

B. Schema de funcționare este prezentată în figura 3.

Pentru aplicarea ei a fost utilizat un LED ce ajunge la 600 nm și un fotodetector. Pentru înregistrarea pulsului, semnalul optic de la LED este injectat în fibra optică din plastic prin intermediul bobinei de cuplaj, lăsând extremitatea fibrei lipită. Semnalul optic este reflectat în reflectorul adeziv lipit de suprafața carotidei și se întoarce prin intermediul aceleiași fibre ajungând la fotodetector prin bobina de cuplaj optic.

Modulul de control utilizează un micro controler de 16 biti cu un ADC de 16 biti care funcționează la o tensiune electrica de 2,5 V, resultând o rezoluție cuantificată la 76 miu V . Modulul de control este controlat de la distanța cu aplicația personalizată Lab View , folosind comunicare wireless ce permite monitorizare în timp real, cu o rată de inregistrare a probelor de 500/s. Datele primite sunt înregistrate pe un card SD și pot fi accesate prin conexiune USB. Bateria sistemului oferă energie pentru mai mult de 24 de ore. Caracterizarea senzorului și testarea pe oameni.

Senzorul a fost caracterizat experimental pentru a-i verifica precizia la mișcări ușoare produse de un dispozitiv de acționare piezoelectric. Senzorul a fost fixat pe o masa de laborator fixă cu fibra de proba îndreptată către centrul dispozitivului de acționare piezoelectric, ce are ca sursă de acumulare un amplificator de tensiune. Pe suprafața dispozitivului de acționare a fost plasat un reflector de 5 mm. Mișcarea sa a fost controlată de un generator de unde cu o gamă de mișcări de cateva sute de microni, similar gamei de mișcări produse de dilatarea carotidei.

Pentru caracterizare au fost aplicate unde sinusoidale cu amplitudini cuprinse între 500 mV și 2500 mV ceea ce corespunde unei mișcări cuprinse între 75 miu m și 370 miu m

Amplitudinea semnalului măsurat ca o funcție la mișcările reflectorului este prezentată în figura 4. Din datele liniare a fost identificată o sensibilitate la mișcare de 727+_10 miu V/miu m.

Pentru o dovadă preliminară a conceptului, senzorul a fost folosit pentru a detecta forma undelor de puls arterial pe subiecți umani, demonstrând astfel capacitatea lui de a fi folosit în evaluarea indicelor cheie ale inimii și ale rigiditătii arteriale.

Testele pe subiecți umani au fost realizate de un chirurg. Artera carotidă , a cărei poziție este indicată în figura 5a , a fost identificată prin palpare, iar în locația unde bătăile inimii s-au simțit mai puternic a fost lipit reflectorizantul adeziv. Diametrul reflectorizantului adeziv este mai mic decât deschiderea tubului ( 15 mm) pentru a permite mișcarea liberă ca în figura 5b.

Intensitatea semnalului primit se poate schimba din cauza diferențelor de direcție a reflectorilor și a senzorilor cauzate, în special, de miscările chirurgului sau a pacienților. Oricum, normalizarea semnalului elimina aceste devieri. Cei trei pacienți stăteau în poziția sezut , iar măsuratorile au fost realizate la artera carotida dreaptă. Mișcările operatorului și schimbările de temperatură pot influența doar semnalul de bază și poate fi indepărtat prin filtrare digitală.

Semnalele prezentate în fig. 6 au fost normalizate, fără a fi mai fi procesate. Este vizibil faptul că subiecții prezentau profile diferite pentru undele de puls. Primul subiect prezenta un ritm cardiac 54 batăi/ minut , cel de-al doilea și cel de-al treilea de prezentau ritmuri cardiace de 86 respectiv 90 batăi/ minut. Subiectul C prezintă semnalele pulsului modulate de mișcările respiratorii, aspect tipic pentru date nefiltrate.

Ca demostrație, semnalul primit a fost divizat în pulsuri individuale pentru subiectul A ( fig. 7). Așa cum a fost precizat mai sus, diferențele de amplitudine dintre pulsuri sunt cauzate de micările respiratorii. Pentru o evaluare precisă, a fost calculat pulsul mediu din pulsurile individuale normalizate, iar pentru a ușura calculul indicelui a fost ei el normalizat. Analiza formei undei de puls se realizează dacă abaterea pătratică medie dintre pulsurile consecutive este mai mică de 10 %. Punctele critice ale valorii medii ale pulsului sunt determinate de punctele zero ( zero crossing point- reprezintă punctul unde semnul matematic al unei funcții se schimbă ) ale primei derivate.

Subiectul a prezentat punctul de inflexiune dupa vârful sistolic, așa că a prezentat o undă de tip C cu o valoare P 2 de 0,874 , iar valoarea indicelui de augmentare de 11,4. A fost calculat și SEVR% si ED% cu valori de 169 % si 33% .Aceste valori sunt cele așteptate pentru un subiect tânăr și sănătos.

Mai sus a fost prezentat un senzor cu fibră optică din plastic pentru monitorizarea formelor undelor de puls. Este simplu și ieftin. Dovada preliminară a conceptului arată că senzorul poate fi utilizat pentru a monitoriza forma undelor de puls precum și ritmul cardiac.

Ținând seama de montajul propus, senzor cu fibră optică din plastic oferă o precizie de 727 miu V/miu m cu o rezoluție cuantificată 76 miu V conducând la o rezoluție de mișcare de 0,1miu m. Precizia sistemului s-a dovedit a fi potrivită pentru măsurarea undelor de puls în artera carotidă a subiecților umani.

Senzorul în miniatură, de presiune , din fibră optică

Vă prezentăm descrierea teoretică, procesul de fabricație și investigațiile experimentale ale senzorului în miniatură, de presiune , din fibră optică pentru măsurarea invasivă a presiunii sângelui. Senzorul măsoara doar 125 miu m în diametru.

Elementul esențial îl reprezintă diafragma polimerică subțire care este poziționată în interiorul cavității de la capătul fibrei optice. Cavitatea de la capătul fibrei optice este realizată prin corodare umedă în soluție de acid fluorhidric diluat. Astfel, interferometrul Fabry-Perrot este format între interfața interioara a cavității de fibră și diafragma.

Deflexie diafragmei și astfel a magnitudinii presiunii este determinată prin interpretarea spectrului de reflexie a interferometrului sensibil Fabry-Perrot folosing iluminare de bandă largă.

Configurația interferometrului Fabry Perrot la capătul fibrei optice transformă senzorul de la îndoirea fibrei optice și de la fluctuațiile optice de energie de la sursa de lumină.

Am utilizat un prototip de senzor din fibră optică cu diametrul de 125 mium. Este optimizat pentru presiunea sanguină ce variaza între 0 și 40 kPa(0-300 mm Hg) cu o rezoluție de 1mmHg.

Tehnica de fabricație oferă producerea de senzori de presiune simpli și ieftini de produs. De asemenea materialele utilizate asigură biocompatibilitatea necesară.

Introducere

Măsurarile invazive ale presiunii sanguine au o mare importanță în diagnostice. Monitorizarea presiunii sângelui arterial și venos, coronarian, pulmonar și intracranian sunt doar cateva aplicații unde se simte nevoia unor senzori preciși, robusti, reduși ca dimensiune și utili.

În prezent, cele mai multe măsurari invazive ale presiunii folosesc un cateter umplut cu fluid care transferă presiunea măsurată la un traductor extern. Acești senzori suferă deranjamente mecanice de-a lungul cateterului și a liniei de presiune, fenomene de rezonanță și totodată necesită multe recalibrări în timpul măsurării. Ei prezintă un timp limitat de răspuns ce este crescut în cateterele lungi din cauza inerției fluidului. În plus, aceste sisteme sunt voluminoase și nu permit măsurarea presiunii în vasele mici de sânge.

Astfel, senzorul de presiune pentru măsurarea directă( invazivă) a acesteia în interiorul corpului este necesar. Multe principii de analiză folosesc tehnologia sistemelor microelectromecanice care au dovedit a avea proprietățile de capacitivitate, piezo rezistența și detecție optică.

Senzorul cu fibră optică oferă o soluție atractivă pentru măsurarea presiunii invazive datorită SiO2 biocompatibilitate, pasivitate electrică și imunitate la interferențele elctro-magnetice.

Un alt avantaj este faptul că fibra optică nu este scumpă și este acceptată din punct de vedere ecologic, un aspect important pentru dispozitivele medicale. Majoritatea senzorilor cu fibră optică folosiți pentru măsurarea tensiunii utilizează o diafragmă reflectorizantă la capătul fibrei optice acolo unde două principii de detecție se întâlnesc. Primul principiu este cel al intensității, unde intensitatea refracției depinde de deflexia diagramei. Această abordare oferă o schema simplă a procesului, dar suferă de fluctuații optice în sistem sensibilitatea slabă înspre moderată.

Tehnicile interferometrice oferă, în geneal, cea mai bună rezoluție. Principiul se bazează pe identificarea unei schimbări a luminii reflectate din diafragmă. Folosirea interferometrului Fabry-Perrot a fost prezentată anterior în cadrul căreia cavitatea și diafragma interferometrului Fabry-Perrot au fost utilizate ca element sensibil. Problema ambiguității de 2 π este nerezolvată și aceasta limitează sistemul la măsurari a unor schimbări relative de presiune.

Este prezentat un senzor cu fibră optică în miniatură ce utilizează interferometrul Fabry –Perot ca element sensibil. Tehnica de procesare bazată pe identificarea gradului de reflecție a spectrului provenit de la IFP, depășese ambiguitatea de 2π, problemă care face ca senzorul să fie aplicat la o gamă largă de presiuni fără recalibrări în timpul măsurării. Senzorul nu reacționează la fluctuațiile de energie optică cauzate de îndoirea fibrei sau de instabilitatea sursei de lumină. Procesul de fabricare a senzorului este simplu și avantajos pentru producția în cantități mari. În ceea ce urmează sunt prezentate descrierea teoretică, procedura de fabricație și rezultatele în urma experimentului.

Imaginea 1 prezintă elementul sensibil IFP care este situat la capătul fibrei optice.

Este alcătuit dintr-o diafragmă polimerică reflectorizantă și o interfață interioară din fibra optică sub forma unei cavități.

Lungimile de undă care îndeplinesc condiția unei interferențe constructive sunt reflectate înapoi din IFP prin bobină în spectometru. În acest caz IFP acționează ca un filtru optic ale cărui proprietăți spectrale depind de lungimea cavității. Când diafragma elastică din polimer este curbată sub presiunea aplicată lungimea cavității se schimbă ceea ce este observabil pe spectometru ca schimbarea spectrului de reflexie.

Elementul sensibil reprezintă elementul de precizie redusă a interferometrului Fabry-Perrot. Intensitatea care este reflectată din interferometru Fabry-Perrot este funcția periodică a lungimii cavității L și a lungimii de undă λ dată de următoarea formulă( formula este in pdf-ul trimis de tine) unde:

I0 este intensitatea lungimii de undă centrală provenită de la sursa de lumină

L și λ reprezintă lungimea cavității și lungimea undei în timp ce Ri si R0 reprezintă gradul de reflexie a interfeții cavității de fibră respectiv gradul de reflexie a diafragmei. G( lamda) reprezintă distribuția spectrului sursei de lumină derivat din funcția lui Lorenz ( formula e in pdf) v0 este frecvența centrală și delta( v) diametrul total la jumătate din maximul bandei de frecvență a sursei de lumină. Prin exprimarea ecuației în termeni de lungime de undă obținem condiția ca ( formula în pdf ) unde lamda 0 este lumgimea undei centrale și delta lamda reprezintă lățimea spectrului sursei de lumina( FWHM).

Un motiv în plus pentru considerarea interferometrului Fabry Perrot ca un interferometru cu două fascicule de lumină este dat de divergența gaussiană a fascicului de lumină. Pe masură ce fasciculul se propagă prin cavitate, diametrul său crește, iar densitatea de putere descrește. După alte două treceri ale elementului sensibil prin cavitate contribuția sa la suma interferențelor devine neglijabilă. Această concepție este prezentată în ecuațiile 2a si 2b în care este prezentă și funcția lungimii cavității. ( formulele in pdf-ul tau) unde w0 reprezintă diametrul fasciculului de lumină , în timp ce w(L) reprezintă diametrul fasciculului de lumină reflectată de elementul sensibil dupa trecerea prin lungimea cavității(L).

Determinarea presiunii

Lungimea cavității schimbă dL din cauza deviației diafragmei sub presiune …..ecuatia ( in pdf)

Unde v –indicele Poisson , r și ( alt semn pe care in gasesti in pdf-nu stiu ce semn este) raza și grosimea diafragmei și E este modulul diafragmei lui Young.

Din ecuația 1 poate fi observată descreșterea lungimii cavității interferometrului Fabry Perrot din cauza deviației diafragmei ca urmare a presiunii aplicate conduce la o schimbare a spectrului gradului de reflexie. Cu alte cuvinte, întregul spectru se deplasează pe orizontală către stânga în timp ce distanța dintre elementele spectrale crește. Dependența deplasării pe orizontală a spectrului de reflexie dlamda de deviația diafragmei este reprezentat de ecuația

( in pdf tau ) unde lamda obs reprezintă componentul spectral observat în mod comun unul dintre vârfurile spectrului de reflexie.

Distanța dintre vârfurile de reflexie , numită și perioadă spectrală reprezintă funcția lungimii cavității și a vârfului spectral identificat al lungimii de undă. Perioada spectrală, în general, oferă informații absolute despre lungimea cavității. Devreme ce perioada crește puțin sub deviația diafragmei aceasta nu reprezintă un criteriu pentru măsurarile de înaltă rezoluție. Pe de altă parte o mică deviație a diafragmei conduce la o modificare a vârfurilor spectrale de reflexie , dar gama măsuratorilor este restransă la o ambiguitate de 2 pi. Astfel, ambii parametrii ai spectrului de reflexie luați în calcul în ecuatie 9 si 10 trebuie determinați pentru a asigura măsuratori de înaltă rezoluție.

Fabricarea senzorului

Fabricarea interferometrului Fabry Perrot are trei faze:

-Pregătirea capătului fibrei optice

-Decaparea cavității

-Fabricarea diafragmei în interiorul mărginii exterioare a cavității

1.Pregătirea fibrei optice .La capătul unei fibre optice cu un singur mod de 9-125 o fibră multimodală de 62.5 -125 a fost lipită sau îmbinată . Mai departe fibra multimodală a fost lipită la 100 de micrometrii de îmbinatură. (fig.3)

Profilul indicelui de refracție a unei fibre multimodale este prezentat în fig.4

2.Decaparea cavității la capătul fibrei optice prin folosirea de acid fluorhidric diluat face apel/ utilizeaza un fenomen ( regiune îmbibată cu germaniu) astfel încât cavitatea este decapată mai ușor decât prin acoperire metalică. Prin simpla scufundare a capătului fibrei optice în acid fluorhidric miezul segmentului din fibra multimodală a fost decapat până la îmbinarea / locul de joncțiune a fibrelor. În această manieră gradul de reflexie a interfeței cavității din fibră crește de la 0.01% pana la 2%.

3.Fabricarea diafragmei polimerice

Capătul fibrei a fost scufundat în poziție verticală în soluție de polimer elastic P-1190 A cu o concentrație de 4,5% în dimetil formamidă. După extragerea unei bobite de polimer soluția alunecă prin cavitatate și formează o diafragmă subțire. Densitatea și alte proprietăți mecanice ale diafragmei depind de concentrația soluției și de viteza de uscare. Viteza de uscare depinde de concentrația de vapori de dimetil ădin mediu. Pentru a asigura repetarea procesului de fabricare parametrii de mediu precum temperatura și concentrația de vapori de dimetil formamidă trebuie controlate.

O imagine mărită a capătului elementului sensibil/ senzor este prezentată in fig. 5

Interferometrul Fabry –Perrot fabricat are lungimea cavității de 80 micro metrii și densitatea diafragmei de 4 micrometrii. Ambele dimensiuni au fost alese pe baza unor calcule teoretice preliminare prin specificarea a 300 mm coloană de mercur presiune și 1mm coloana de mercur rezoluție.

Rezultatele experimentului

Gradul de reflexie a spectrului lungimii cavității interferometrului Fabry Perrot de 80 micro metrii este prezentat în fig.6

Măsurarea presiunii s-a realizat prin măsurarea perioadei spectrului adică diferența dintre lungimea de unda a vârfurilor centrale și adiacente și urmărirea simultană a vârfului central. În fig. 7 măsurarile experimentale ale perioadei spectrului versus presiune sunt prezentate. Fiecare punct de presiune este media a 10 citiri./ indicații.

Modificarea spectrului delta lamda din cauza schimbării presiunii de 1mm coloană de mercur reprezintă funcția măsurării punctului de presiune. Rezultatele experimentale ale măsurării modificării spectrului din cauza schimbării presiunii de 1mm coloană de mercur versus presiune sunt prezentate în fig.8 Fiecare punct de presiune este media a 10 citiri/indicatii ale aparutului de măsurat.

Din figura 8 reiese ca schimbarea de presiune de 1 mm coloană de mercur modifică vârful central cu mai mult de 1nm ce poate fi ușor înregistrat/observat de spectometru.

Proprietățile dinamice ale devierii diafragmei au fost estimate prin măsurarea timpului de decantare prin scăderea treptată a presiunii de la 0 la 300 mm coloană de mercur.

Concluzii

Un senzor medical de presiune din fibră optică, în miniatură cu diametrul de 125 miu m a fost prezentat. Caracterul distinctiv al senzorului îl reprezintă elementul sensibil care este situat în interiorul capătului fibrei optice. Principiul de funcționare a senzorului este descris în detaliu din punct de vedere teoretic.

Demonstrarea procesului de fabricație indică faptul că senzorul este simplu și ieftin de produs, fiind de asemenea potrivit pentru producția în masă. Elementul sensibil utilizează o diafragmă din polimer elastic ce suportă deflexie mare, iar împreună cu tehnicile interferometrice de procesare oferă măsuri de înaltă rezoluție pentru o gama largă de presiune. Senzorul deține și capacități dinamice.

Pe lângă biocompatibilitate senzorul mai prezintă și imunitate la interferențele electromagnetice precum și pasivitate electrică. Ce mai reprezintă un plus este faptul ca același proces de fabricare poate fi utilizat pentru dezvoltarea altor tipuri de senzori de presiune: de exemplu pentru măsurarea presiunii industriale prin simpla adaptare a grosimii diafragmei și a materialului la gama de presiune dorită.

FBG o sa o mut dupa primul fbg

Un senzor de presiune prezintă cheia tehnologiei pentru operațiile sigure ale diferitelor produse tehnice, sisteme și tehnologii. Acești senzori pot fi des întâlniți în medicină la fel de bine ca în diferite procese de dezvoltare și diagnosticare. Realizarea unui așa numit senzor de presiune a devenit un trend înfloritor. Senzorii de tensiune inteligenți cuprind circuite electronice și părți pasive care sunt necesare pentru linearizarea caracteristicilor senzorilor și reducerea dependenței de temperatură și locul măsurării sinului, punctul zero, etc. Cel mai puternic circuit microelectronic permite instalarea unui manometru digital în interiorul unui senzor și de asemenea controlul softului începe (pornește) diferite răspunsuri electronice (semnale de avertizare) în concordanță cu valoarea măsurată. Senzorii speciali de presiune exista pentru ediile explozive.

Presiunea este măsurată într-o scară foarte largă de la ……….Pa pentru un ……Pa la cercetarea presiunii unei explozii .În cea mai vastă clasă a senzorilor de presiune un element exact deformat este folosit.Deviația lui caracteristică sau deformația este lineară raportată cu presiunea aplicată.Această valoare mecanică este convertită într-un semnal digital electric. Metoda conversiei electrice determină caracteristicile metrologice și tehnice ale senzorului de presiune .

Principiile contemporane pentru transmisia schimărilor mecanice la deformarea elementului semnalului electric sunt bazate pe principiul piezorezistiv 1,principiul inductiv 2,principiul capacitiv 3,principiul piezoelectric 4,5,principiul termo-electric 6,principiul acustic 7,8.

Toate aceste principii au un mare număr de limitări tehnice care restricționează utilizarea lor maximă pentru senzorii de presiune în mediile înconjurătoare cu interferența electro-magnetică intensivă și senzitivă explozivă.

MOTIVAȚIA

Principala țintă a acestui proiect a fost dezvoltarea și proiectarea aplicației unei noi metode unice pentru scanarea deflecției(abaterii deviației) a deformării membranei.Această nouă metoda este bazată pe un sistem de măsurare optică ,folosind fibre optice .În general, principalele avantaje ale principiilor senzitivității optice se bazeaza pe o excelentă presiune senzitivă, izolație galvanică a întregului senzor prin fibră optică, o foarte bună acuratețe a măsurării statice și dinamice , imunitate maximă împotriva interferenței electrice și magnetice și mărimimea miniaturală a rezultatului senzorului de presiune.Atributele senzorilor de presiune bazate pe principiul senzitiv optic de asemenea demonstrează caracteristicile optice pentru folosirea în mediile gazoase explozive și în mediile cu înaltă interferență electro-magnetică .

Acest nou senzor de presiune dezvăluie noi posibilități pentru aplicarea în cazuri foarte speciale aplicații de securitate militară fără a amenința scăderea electro-magnetică.Senzorii de presiune în majoritatea cazurilor folosesc deplasarea sensului de deformare a membranei, unde nivelul deformației depinde de presiunea aplicată.În general două principii optice de bază sunt folosite pentru înlocuirea (deplasarea) sensului 9. Primul este principiul sensului bazat pe rezonatorul Fabry-Perot 10-14 care foloseste efectul interferenței.Al doilea principiu este bazat pe sensul luminii de reflecție folosind fibra FBG 15-18.Ambele tipuri de măsurare a principiilor sunt foarte senzitive și precise pentru înlocuirea măsurilor,care îl fac ideal pentru senzorii de presiune.În alta ordine de idei ambele principii solicită o construcție foarte sofisticată a capsulelor presiunii de tensiune și o puternică măsurare de algoritmi.Senzorii cu principii optice sunt folosite pentru multe alte aplicații cu implementare simplă.Un bun exemplu de principiu de tensiune optică cu FBG este măsurarea temperaturii 19-20.Închiderea senzorilor de presiune sunt senzorii acustici optici 21-22,presiune 23-24 sau forța 25-26.

Sensul acestor valori fizice de principii optice este mai simplu decat sensul presiunii mediilor industriale deoarece ele nu necesită realizarea tuturor cerințelor pentru înalta rezoluție a valorii tensiunii și construirea parametrilor care sunt ceruți pentru aplicarea automată. Principiile optice sunt în general foarte senzitive și cer o construcție mecanică stabilă a unității de tensiune cu efectul de compensație parazit.

SCHIȚA SENZORULUI

FBG este un dispozitiv comun folosit în telecomunicații și senzor tehnic .În principiu FBG acționează ca filtru spectral care reflectă lungimile de undă particulară a luminii lângă rezonanța lunigimii de undă Bragg și restul spectrului semnalului optic este bine realizat . Lungimea de unda rezonanță Bragg este data de ………….. unde ……….este lungimea de unda rezonanța Bragg ,……este indexul de refracție efectiv și ….. este radiația periodică a FBG.

FBG folosiți în senzori ,majoritatea se bazează pe analizele lungimilor de undă reflectată . Lungimea de undă rezonantă Bragg afectează efectiv indexul refractiv sau variația periodică gradată, prin urmare este un rezultat măsurat indirect din modificarea proprietăților fizice sau geometrice a FBG. Printre factorii afectați avem: temperatura, deformarea mecanică (întinderea,împingerea,îndoirea și aplicarea tăierii tensiunii) a fibrei Bragg.În aplicațiile reale este dificil să separi efectele măsurate și variatiile parazite care afectează același parametru (când fibra Bragg gradată deformată este măsurată temperatura de asemenea afectează lungimile de undă luminoase reflectate).Măsurarea presiunii este întodeauna bazată pe deformarea câtorva părți de tensiune (tipic membrane) care este măsurată de principiile descrise în prima secțiune.

Presiunea aplicată pe fibra Bragg gradată în direcția axelor fibrei rezultă în extensia dimensiunilor sale fizice și în schimbarea perioadei de variație.Oricum influența temperaturii de asemnenea afectează dimensiunile fizice datorate expansiunii termale.Matematic, schimbul în lungimea de undă Bragg se datorează unor întinderi aplicate și schimbării de temperatură data de 27.FORMULA

unde l este lungimea FBG si T este temperature. Textele de deformație similare cu FBG au fost publicate în 28.Spectrul de deformție FBG poate fi de asemenea create de aplicarea încordată nu doar extinderea lungimii FBG dar de asemenea de presarea FBG pentru a obține o formă elipsoidală din fibră. Această deformare implică un efect diferit pe rezultantul spectrului care separă în două vârfuri(figura 1c) unde distanța frecvenței centrale este egală cu secțiunea de fibrp încrucișată deformând raportul. Bazat pe precondițiile FBG este sub un plan încordat și componentele încordării normale acestui plan sunt zero(…..) 29-30, lungimea de undă raspunde înaltei birefrigente FBG în orice punct poate fi exprimată astfel FORMULE

Unde forfecarea este ignorată și E si v sunt modulele lui Young și Poisson coeficientul fibrei optice, p11 si p12 sunt coeficienții optici , n0 este indicele refractiv pentru axa Ox si Oy sunt componentele tensiunii în principalele direcții și ….. sunt lungimile de undă inițiale ale vârfurilor corespunzând celor două moduri de polarizare…….

Figura 1.

a) Secțiunea transversală FBG marcată cu linie punctată sub presiune

b)Desenul schematic al FBG cu direcția indicată a presiunii aplicate

c)Răspunsul spectral al FBG depinde de tensiunea aplicată și de temperatură

Variate tipuri de FBG s-au dezvoltat în 25,2632 , oricum majoritatea acestor teste sau senzori de presiune descriși foloesesc principiul deformării longitudinale FBG care rezultă dintr-un semnal optic cu lungime mai mare de deplasare (frecvența centrală FBG se mișcă de la 10-30 nm) spre deosebire de metoda noastră de presare (apărare) FBG lateral să obținem o secțiune transversală a unei fibre eliptoidale care generează un maxim de 300 pm spectru de vârf raspândit. În altă ordine de idei distanța măsurilor vârfurilor nu este influențată de efectele temperaturii. Proiectarea unui sensor de presiune cu capsula a FBG longitudinal, deformare și temperatură ,compensarea tuturor extinderilor de temperatură semnificative, parazitare include efectele temperaturii parazitare pe valoarea masurată este desigur o provocare,în plus capsula de detectare a senzorului de presiune orientează câmpul automatizat. Din acest motiv o deformare laterală a FBG și mai multe capsule de senzori robuste devin o cale acceptabilă pentru proiectul capsule senzor și fabricarea ulterioară și procesul de asamblare.

Deformarea laterală a FBG de presiune aplicată este descrisă in 33,dar deformarea laterală a materialului de acoperire din jurul FBG este transferată în intindere longitudinal FBG de a lungul axei sale.Un factor crucial pentru aplicarea presiunii pe FBG este uniform sub presiune pe toata lungimea. Acesta a fost unul dintre cei mai important parametri in timpul procesului de proiectare a capsulei de detectare sub presiune.

În noul nostru senzor dezvoltat , această influență a temperaturii parazite este eliminată de principiul masuratorii propus și de utilizarea opțională a celui de al doilea FBG ca referință.

Această referință FBG simte doar temperatura presiunii neaplicate de la membrane deformata. Capsula de temperatura masuratoareta poate fi folosita sa compenseze expansiunea termica a componentelor mecanice din capsula de detectare si posibil sa alarmeze utilizatorii cand temperature de operare excede peste limite. Oricum această metodă aduce costuri financiare aditionale care datoreaza un al doilea FBG si ca solutie mecanica mai multe capsule sensor. Temperatura compensata a senzorului FBG poate fi rezolvata de designul special al pachetului termo care este de asemenea descris in douazeci dar in principiul nostru de detectare am folosit aceasta temeperatura parazita influentata sa masoare capsula de temepratura sub presiune. Din această valoare suntem capabili să calculam expasiunea termala a capsulei detectata sub presiune si astfel minimizam efectul parazistic.Prin urmare numai este nevoie sa rezolvam compensarea de temperatura a FBG.

Din punct de vedere al asteptarilor teoretice presiunea aplicata si temperatura indica efectul diferit al semnalului caracteristic produs si nu interfereaza unul cu altul.

Pentru scopurile experimentului nostru am desenat o capsula de presiune cu doi FBG de detectare . Primul FBG care simte presiunea a fost construit in interiorul capsulei de detectare impreuna cu al doilea FBG pentru temperatura parazitica calibrata. Al doilea masuratoaretor de temperatura FBG este plasat in interiorul senzorului pentru a verifica temperatura omogena interioara de distributie prin capsula de detectare, oricum nu este necesar pentru aplicatia finala.

Figura 3.

Structura masauratori complete cu dioda super luminiscenta ca sursa de semnal optic, componentale caii optice si analizatorul spectral pentru evaluarea semnalelelor optice refelctate de la detectarea FBG. Linia rosie arata semnalul optic trasat si linia albastra directia presiunii aplicate.

ANALIZA TENSIUNII SENZORULUI DE TENSIUNE

Scopul analizei presiunii a fost verificarea desgnului sezorului de presiune. Presiunea limita a fibrei optice este un factor crucial , care este o limitare a folosirii acestui senzor de presiune bazat pe fibra Bragg gradata deformata pe cand deformarea laterala a fibrelor optice este ceruta pentru operarea exacta a senzorului de presiune. Designul mecanic a senzorului de presiune (fig 3) a fost folosit pentru modificarea moedelului calculat ( fig 4) aplicabilitatea pe un senzor de presiune.

Modelul calculat global (a) si detaliat (b) FEM senzor de presiune bazat pe fibra Bragg gradata deformata.

Softul ANSYS care vine din metoda elementelor finite (FEM) a fost folosit pentru modelul 34-41. Analiza presiunii a fost divizata in doua parti. Prima parte este tinta analizei globale a presiunii. Rezultatul primei analize a fost folosit pentru a doua simulare care a fost tinta analizei detaliate a deformarii fibrei optice. Proprietatile materialului folosit sunt ……………..

Analiza globala a presiunii este tintita de determinarea presiunii si deformarea membranei aratata in figura 5 si calcularea fortei respectiv sarcina lineara care inseamna ca fibra optica este cu sarcina. Fibra este cu sarcina de presiune in spatiul interior al senzorilor .

Figura 5

a) Distributia VON MISES

b)Deformarea directiei x in membrana pentru presiunea a doua bari

Analiza detaliata a presiunii fibrei optice deformate a fost facuta pentru calcularea deformarii transversale care este folosita pentru evaluarea presiunii folosind o metoda de detectare bazata pe deformarea fibrei Bragg gradata. Simetria geometrieia fost de asemenea asumata deci doar un sfert al fibrei optice a fost modelat (figura 4b). Efectul capatului de fibra incarcata a fost neglijat, deci analiza 2 D a fost asumata.

Incarcarea a fost aplicata la un senzor de fibra superior unde valoarea fortei incarcand fibra optica a fost determinata de analiza globala anterioara.Deplasarea incrucisata a raportului axelor dx si dy este mai important in termeni de posibilitati de evaluare a presiunii folosind o metoda de detectare bazata pe fibra Bragg gradata deformata .

Pentru o fibra optima factorul de singuranta de 1,5 un nivel maxim de presiune creste de la 733 M Pa este permis(fig6) . Aceasta corespunde unei linii incarcate cu 2,25 N/mm. O presiune maxima de 2 bari poate fi aplicata pe senzor, cand lungimea fibrelor presate este aproximativ 19mm. Valoarea presiunii maxime permisa a fost determinata folosind analiza globala (fig4a). Simularea de calcul a fost rezolvata pentru determinarea corespondentului de presiune la o linine incarcata cu fibra optica 2,25 N/mm .

Figura 6

Relatia presiunii maximale VON MISES in fibra optica pe o linie incarcata cu fibra optica respectand forta limita de 1,100M Pa si siguranta factorului de 1,5.

Relataia raportului de deplasare transversala a axelor dx si dy pe linia incarcata este aproape lineara , deci este posibil sa deriva urmatoarea ecuatie de la rezultatul simularii FEM ……………………. unde Rd este raportul de deplasare transversal a axelor si q1 este linia incarcata a fibrei optice. Ecuatia 5 a fost determinata folosind analiza detaliata a presiunii ( fig4b) unde simularile cu mai multe linii incarcate au fost calculate si deformarea incrucisata a axelor a fost evaluata. Linia maximala incarcata a fost de 2,25 N/mm ca cea mentionata mai sus.

Rezultatul simularilor FEM poate fi folosit pentru desigunul senzorului de presiune si in special designul metodei de detecatare bazata pe fibra Bragg deformata. Presiunea sirului de senzori poate fi extinsa folosind fibre optice mai lungi care este retinut intre prese. Oricum limitarea liniei incarcate este necesara pentru a verifica aceasta.

REZULTATE Acest principiu al masuratoarerii optice este bazat pe o interactiune intre presiunea aplicata si deformarea mecanica a utilizarii FBG , rezultand in schimbarile formei caracteristicilor spectrale reflectate.

Spectrul reflectat este impartit in doua varfuri a caror pozitie relativa determina nivelul deformarii FBG . Relatia intre deformarea FBG si distanta celor doua varfuri spectrale a luminii reflectate nu este lineara dar poate fi descrisa de a doua functie polinomiala……………………………………., unde a si b sunt constate …………………… este fibra Bragg gradata lungime de unda centrala si …… este latimea spectrala .

Pe deasupra distanta acestor varfuri este temperatura independenta si aduce doar informatia gradului de deformare FBG. Caracteristicile rezultate egaleaza asteptarile teoretice (fig 1 c) . Caracteristicile a diferitelor presiuni sunt aratate in figura 7a . Cel mai slab curs cu cea mai mare distanta intre varfuri corespunde presiunii maxime si cursul cu doar ………… si cel mai mare varf sta pe presiune 0.

Figura 7

a)Caracteristicile spectrale masuratoarete de la senzorul de presiune realizat.

b) Dependenta presiunii aplicate pe varfurile rezultate calculate, valoarea distantei lungimii de unda.

Pentru a obtine mai multe rezultate precise a pozitiei maxime a varfului , caracterisiticile masuratoarete trebuie sa fie evaluate de analiza de regresie. Valoarea distantei varfului sustine informatia despre presiunea aplicata. Deci o evaluare mai atenta a pozitiei varfului poate imbunatati semnificativ pozitia intregului proces de masuratoarere a presiunii. De la principiul fizic de masuratoarere a spectrului analizatorului spectral folosit caracteristicile masuratoarete reale am obtiunut cel mai bun curs de analiza de regresie a curcubei lui Gauss, care poate fi descrisa de …………………., unde a,b,c >0 sunt constante , pe care le obtinem din analiza de regresie si x reprezinta singurul spectru lungime de unda de la caracteristicile masuratoarete. Matematic pentru potriviri imprementam LMA .

Dezavantajele acestei masuratori este necesitatea al unei rezolutii inalte , analizatori spectrali pentru precizarea masurarii si nevoia de post-procesare a caracteristicilor spectrale masurate de analiza regresiei, care este consumarea timpului si cererea calculului. Interpolarea ambelor varfurilor masurate de analiza de regresie cu ecuatia 7 imbunatateste semnificativ masurarea precisa a presiunii dar de asemenea implica costuri pentru realizarea finala si complexitatea acestui sistem nou dezvoltat de detectare a presiunii. In alta ordine de idei acelasi rezultat fara post-procesare este necesar pentru a avea un analizator spectral mai precis cu o inalta rezolutie. Analiza de regresie folosita SW poate furniza aceeasi rezolutie cu un cost mai scazut. Bazat pe planul si capsula detectarii presiunii simulate cu FBG lateral deformat, vom realiza prototipul acestui senzor.

4. Fibra optică în medicină

Fibra optică ca senzor poate fi plasată în pielea pacientului sau în interiorul corpului

lui pentru a măsura direct parametri biomedicali. Senzorul cu fibră optică este propus

a se folosi în multe și rapide determinări medicale, iar aplicațiile lui se extind continuu.

Indubitabil, proliferarea acestor tipuri de aplicații pentru senzorul cu fibră optică

conduce la un număr mare de aplicații și combinații ale acestora care în viitor vor conduce

la microminiaturizare, versatilitate, funcționalitate.

Aplicații în medicină

În ultimul deceniu fibra optică este un produs foarte folosit în toate domeniile de

vîrf ale științei și tehnologiilor avansate. Era de așteptat ca și știintele medicale să beneficieze de aceste avantaje pe care le oferă fibra optică, atat în ceea ce privește costurile dar și competențele acestui material nou. Avînd în vedere ușurința cu care se poate manipula, posibilități nelimitate de sterilizare, costuri reduse, se poate estima că acest produs va cuceri tot mai mult piața medicală. Pînă în prezent se cunosc următoarele domenii medicale care au recurs la folosirea de biosenzori cu fibră optică:

• În medicina de urgență și în cardiologie: analiza elementelor sîngelui, saturația

în oxigen a hematiilor, analiza gazelor sîngelui, pH-ul sîngelui.

• În monitorizarea respirației

• În angiologie:,monitorizarea perfuziilor microvasculare.

• În aprecierea refluxului biliar prin absorbția directă a bilei de către pigmentul

biliar, bilirubină.

• Determinarea facilă a pH-ului stomacului; se introduce un microabsorbant

indicator si modulator de pH, acid –alcalin.

• În oncologie se urmărește monitorizarea temperaturii în timpul curelor de

terapie citostatică, sau se diagnostichează tumorile de dimensiuni mici și

foarte mici, greu abordabile.

• În oftalmologie, se poate depista o cataractă la debutul ei.

• În dermatologie se poate testa calitatea și integritatea straturilor pielii, se pot

depista tumori de dimensiuni mici, se poate folosi în cosmetică pentru refacerea

țesuturilor prin stimulare. In ceea ce privește diagnosticul

unor piodermite se poate folosi un biosenzor cu fibră optică, care se

bazează pe consumul de oxigen (BOD ).

• În stomatologie se pot diagnostica cariile de dimensiuni foarte mici care sunt

inaparente, sau cele de sub alte lucrări dentare. De asemeni se poate aprecia

culoarea dinților sau integritatea nervului dintelui.[6].

Principalele tipuri de aplicații ale senzorilor în scopuri biomedicale sunt prezentate

în tabelul 4.1:

5.CONCLUZII

Însumând cele spuse mai sus, s-a demonstrat ca noul senzor de temperatura FBG care a fost dezvoltat pentru aplicații medicale are avantajele WDM cât și schema de detectare a modificărilor de lungimi de unda interferometric compensatoare de drift. Un simplu monocromator si un interferometru Michelson în cea mai mare parte neechilibrat a fost folosit pentru un WDM fără interferii și detectarea modificărilor lungimilor de undă de înaltă rezolutie, făcând acest sistem potențial rentabil. Sonda a fost proiectată astfel încat să poată suporta mari tensiuni transversale dar fără tensiuni longitudinale folosind un capăt sigilat. O rezoluție de 0.1 grade Celsius și o acuratețe de +/-0.2 grade Celsius peste o gama de temperaturi cuprinse între 30 si 60 de grade au fost posibile ceea ce vine în întâmpinarea necesităților medicale. Dupa mai multe cercetări se anticipează că sistemul va fi testat” in vivo”pentru profilatea temperaturii în timpul tratamentului hipertermic.

Datorită acestei lucrări am studiat senzorii optici care reprezintă senzorii ce folosescfascicule de fotoni pentru convertirea directă a unor mărimi fizice sau chimice.

Studiind această temă am observat că sensorii optici pot fi împărțiți în două categorii mari,dependență de destinația funcțională a fibrei optice: sensorii intriseci, în care fibra optică servește ca element sensorial, și sensorii extrinseci, încare fibra optică servește ca mediu de transmitere a semnalului optic. În funcție de principiul de modulare a fascicolului de lumină, sensorii cu fibră optică pot fi împarțiți în câteva categorii, după cum urmează:

-sensori cu modulație de intensitate, în care se înregistrează schimbarea intensității semnalului optic ca rezultat al acțiuniifactorilor fizici;

-sensori cu modulație de fază, care funcționează pe baza principiuluide interferență a două fascicole de lumină (configurația Michelson, Mach-Zehnder,Fabri-Perot și Sagnac);

-sensori cu modulație de frecvență, care funcționează peprincipiul schimbării spectrului de lumină transmis, reflectat sau emis de cătreelementul sensorial;

-sensori cu modulație a planului de polarizare produsă de acțiunea

factorilor externi;

Sensorii cu fibră optică posedă o serie de avanaje importante în comparație cu

sensorii tradiționali, ceea ce îi face atractivi pentru măsurarea deformațiilor șipresiunii în diferite domenii și medii.

6.Bibliografie:

[1] Roger A. Wolthuis, Gordon L. Mitchell, Elric Saaski „Development of Medical Pressure and Temperature Sensors Employing Optical Spectrum Modulation”

[2]Yun-jiang Rao, David J. Webb, David A. Jackson „In-Fiber Bragg-Grating Temperature Sensor Systemfor Medical Applications”

[3] Edvard Cibula , Denis Donlagic, Chrtomir Stropnik „Miniature Fiber Optic Pressure Sensor for Medical Applications”

[4] Cátia Sofia Jorge Leitão, Paulo Fernando da Costa Antunes, „Plastic Optical Fiber Sensor for NoninvasiveArterial Pulse Waveform Monitoring”

[5] Christoph Bremer, Vasilis Ntziachristos, Ralph Weissleder„Optical-based molecular imaging:contrast agents and potential medicalapplications”

[6] Anjum Qureshi, Yasar Gurbuz, Javed H. Niazi „Sensors and Actuators B: Chemical”

[7] Prof.dr.ing. Valer Dolga „Senzori și traductoare”

[8]http://www.electronica-azi.ro/articol/8187

[9] UNIVERSITATEA DIN BUCUREȘTI-“Nanomateriale aplicații în biosenzori, surse de energie, medicină, biologie; Elemente de nanotehnologie”;

[10] wikipedia.com

[11] John Wiley & Sons. -“Principles of Chemical and Biological Sensors.” 1998.

Toate articolele (documente PDF) sunt atașate pe CD.