ВСТУП
В даний час лазерне випромінювання з більшим чи меншим успіхом застосовується в різних галузях науки. Унікальні властивості випромінювання лазерів, такі, як монохроматичністю, когерентність, мала розбіжність і можливість при фокусуванні отримувати дуже високу щільність потужності на опромінюваної поверхні забезпечили широке застосування лазерів. Використання квантової електроніки виявилося, зокрема, дуже корисним для клінічної медицини. В медичних цілях використовуються, в основному, твердотільні і газові лазери. Імпульсні твердотільні лазери застосовують переважно в офтальмології для операцій з усунення відшарування сітківки ока і при лікуванні глаукоми. Для цих цілей була розроблена спеціальна апаратура з використанням неодімових і рубінових лазерів. Для операцій з розтином тканин імпульсні лазери виявилися непридатні, тому для цих цілей застосовують лазери безперервної дії. У Радянському Союзі була створена хірургічна апаратура на СО2 лазерах. Такі хірургічні установки застосовують у загальній хірургії, онкології та інших областях.
Установками на основі аргонових лазерів безперервної дії з використанням спеціальних світловодів користуються медики при внутрішньопорожнинних операціях.
У терапії різних хвороб широко застосовуються газові гелій-неонові лазери. Наприклад, позитивні результати отримані при лікуванні трофічних виразок, ран, запальних процесів, деяких судинних захворювань і в кардіології. Не викликає сумніву стимулююча дія випромінювання гелій-неонових лазерів при регенерації і поліпшення обмінних процесів.
Основними перевагами, що стимулюють застосування лазерів в медицині, є радикальність лікування, зниження термінів втручання, зменшення кількості ускладнень, крововтрати, поліпшення умов стерильності і т. д.
      I. ЛАЗЕРНІ МЕТОДИ ДІАГНОСТИКИ
1.1 ОПТИЧНІ Квантовий генератор
Лазери являють собою джерела світла, що працюють на базі процесу вимушеного (стимульованого, індукованого) випускання фотонів порушеними атомами або молекулами під впливом фотонів випромінювання, що мають ту ж частоту. Відмінною рисою цього процесу є те, що фотон, що виникає при вимушеному випусканні, ідентичний який викликав його поява зовнішньому фотону по частоті, фазі, напрямку і поляризації. Це визначає унікальні властивості квантових генераторів: висока когерентність випромінювання в просторі і в часі, висока монохроматичністю, вузька спрямованість пучка випромінювання, величезна концентрація потоку потужності і здатність фокусуватися дуже малі обсяги. Лазери створюються на базі різних активних середовищ: газоподібному, рідкому або твердому. Вони можуть давати випромінювання в досить широкому діапазоні довжин хвиль - від 100 нм (ультрафіолетове світло) до 1.2 мкм (інфрачервоне випромінювання) - і можуть працювати як у безперервному, так і в імпульсному режимах.
Лазер складається з трьох принципово важливих вузлів: випромінювача, системи накачування і джерела живлення, робота яких забезпечується за допомогою спеціальних допоміжних пристроїв. Спрощена конструктивна схема гелій-неонового лазера показано на малюнку нижче.
Випромінювач призначений для перетворення енергії накачування (перекладу гелій-неонової суміші 3 в активний стан) в лазерне випромінювання і містить оптичний резонатор, що є в загальному випадку систему ретельно виготовлених відображають, заломлюючих і фокусуючих елементів, у внутрішньому просторі якого збуджується і підтримується певний тип електромагнітних коливань оптичного діапазону. Оптичний резонатор повинен мати мінімальні втрати в робочої частини спектру, високу точність виготовлення вузлів і їх взаємної установки. У лазері, показаному на малюнку, оптичний резонатор виконаний у вигляді двох паралельних дзеркал 1 і 5, розташованих поза активною частиною середовища 3, яка відокремлена від навколишнього середовища колбою 6 розрядної трубки і двома вікнами 2,4 з плоскопараллельнимі кордонами, що утворюють з віссю випромінювання кут Брюстера. Зовнішні дзеркала 1 і 5 забезпечують багаторазове проходження випромінювання через активне середовище з наростанням потужності потоку лазерного випромінювання. Для виходу випромінювання одне з дзеркал (5) робиться з отвором або напівпрозорим.


Система накачування призначена для перетворення енергії джерела електричного живлення 8 в енергію іонізованою активного середовища 3 лазера. Накачування здійснюється електричним розрядом, для чого в ньому встановлюються два електроди - катод 7 і анод 9, між якими подається напруга від джерела живлення. Атоми гелію збуджуються при зіткненні з швидкими електронами і, стикаючись з атомами неону, передають їм свою енергію. У деяких типах лазерів застосовують фокусують магніти або обмотки і спеціальні відвідні трубки для циркуляції активного середовища.


1.2 ОСНОВНІ НАПРЯМКИ ТА ЦІЛІ МЕДИКО-БІОЛОГІЧНОГО Використання лазерів.
Сучасні напрямки медико-біологічного застосування лазерів можуть бути розділені на дві основні групи:

До першого типу віднесено вплив на тканині патологічного вогнища імпульсним або безперервним лазерним випромінюванням при щільності потужності, недостатньою для глибокого обезводнення, випаровування тканин і виникнення в них дефекту. Цьому типу впливу відповідає застосування лазерів у дерматології та онкології для опромінення патологічних тканинних утворень, що призводить до їх коагуляції. Другий тип - розсічення тканин, коли під впливом випромінювання лазера безперервного або частотно-періодичної дії частина тканини випаровується і в ній виникає дефект. У цьому випадку щільність потужності випромінювання може перевершувати яка використовується під час коагуляції на два порядки і більше. Цьому типу впливу відповідає хірургічне застосування лазерів. До третього типу можна віднести вплив на тканини і органи низькоенергетичне випромінювання, зазвичай не викликає явних морфологічних змін, але приводить до певних біохімічних і фізіологічних зрушень в організмі, тобто вплив типу фізіотерапевтичного. Сюди ж слід включити застосування гелій-неонового лазера в цілях біостимуляції при мляво поточних ранових процесах, трофічних виразок та ін
Незважаючи на всю умовність схеми (неважко бачити, наприклад, що при розтині тканин спостерігається одночасно загибель частини клітин, тобто реалізується і вплив по першому типу, розсічення і коагуляція тканин супроводжується певними фізіолого-біохімічними змінами та ін), вона дає уявлення про тих основних ефекти, які досягаються за допомогою лазерного опромінення і практично використовуються фахівцями медико-біологічного профілю. Завдання досліджень за механізмом біологічної дії лазерної радіації зводиться до вивчення тих процесів, що лежать в основі інтегральних ефектів, викликаних опроміненням - коагуляції тканин, їх випаровування, біостімуляціонних зрушень в організмі.
1.3 ЛАЗЕРНА ДІАГНОСТИКА В ОФТАЛЬМОЛОГІЇ
1.3.1 АНГІОГРАФІЇ
Дослідження судинної системи та гемодинаміки очного дна є одним з найважливіших засобів ранньої діагностики важких патологічних змін органа зору і, в кінцевому рахунку, профілактики передчасної сліпоти.
Найбільше поширення для дослідження гемодинаміки в даний час отримали флюоресцентна ангіографія та ангіоскопія очного дна. Ці методи володіють великою інформаційною ємністю.
Флюоресцентна ангіографія (ФАГ) з фотореєстрації дозволяє зафіксувати результати дослідження, але порушує цілісність динамічної картини кровообігу.
Перед дослідником, який працює над удосконаленням і розробкою апаратури для дослідження гемодинаміки очного дна, постають такі завдання:
1) вибір фотоприймача, що має досить високу чутливість як у видимому, так і в ближньому інфрачервоному діапазоні і дає можливість оперативно реєструвати і відтворювати в реальному часі динамічну картину кровообігу очного дна
2) вибір відповідного джерела освітлення очного дна, який випромінює в діапазоні порушення застосовуваних контрастують барвників і дозволяє досить простим способом змінювати довжину хвилі випромінювання.
Бажано, щоб джерело освітлення в потрібному діапазоні випромінювання мав можливо більш вузьку ширину спектра, найкраще випромінювання на одній лінії максимального поглинання відповідного барвника. Застосування джерела освітлення з такою характеристикою виключає високу загальну засвічення очі.
Обраний фотоприймач повинен мати якомога більшу чутливість у робочому діапазоні, що дасть можливість знизити рівень освітленості очного дна.
Фотоприймач повинен мати роздільну здатність, достатню для передачі дрібних деталей очного дна, і високе відношення сигнал-шум для відтворення зображення очного дна з необхідним контрастом.
Проведені експерименти показали, що оптимальним з точки зору всіх вимог, що пред'являються до фотоприймача, є використання у якості такого телевізійної передавальної трубки. Телевізійний фотоприймач перетворює оптичне зображення на його мішені в послідовність електричних імпульсів-телевізійний відеосигнал. Відео сигнал передається на пристрої відображення - телевізійні монітори з екранами різного розміру для безпосередньої візуалізації, і записується на магнітну стрічку за допомогою відеомагнітофона. У відеосигнал чисто електронними методами може бути введена додаткова інформація. Спостереження гемодинамічної картини проводилося в реальному масштабі часу, а реєстрація сигналу на відеомагнітофоні дозволяла багато разів переглядати зроблений запис для детального діагностичного аналізу. При використанні відповідного відеомагнітофона можна переглядати запис із зниженою швидкістю відтворення і в зворотному русі, а також можлива зупинка зображення.
Необхідна роздільна здатність телевізійної трубки визначається величиною самих дрібних деталей очного дна, які необхідно передати, і збільшенням оптичного каналу, що формує зображення. Якщо взяти розмір самих дрібних деталей у 50 мкм, то для фундус-камери "Opton" із збільшенням фотоканала 2.5 отримаємо необхідну роздільну здатність телевізійного фотоприймача 8 мм. Зображення ділянки очного дна, що створюється фундус-камерою, являє собою коло діаметром 20 мм. Отже, якщо зображення займає всю поверхню мішені, то потрібно не більше 200 рядків розкладу, щоб забезпечити необхідний дозвіл. Таким чином, стандартна ТБ розгортка дозволить передавати деталі дрібніше 50 мкм.
Проведені дослідження дозволили вибрати наступну структурну схему телевізійної системи для ангіографічних досліджень. Як джерело освітлення очного дна використовується перебудовується лазер, довжина хвилі якого вибирається в смузі максимального поглинання використовуваного барвника. За допомогою спеціального електронного блоку оптимальним чином пов'язані модуляція лазерного променя і параметри розгортки телевізійної системи. Вид залежності вибирається виходячи з необхідності забезпечити мінімальну паразитне засвічення очного дна, тобто так, щоб отримати максимальне відношення сигнал-шум в тракті телесигналу. При цьому на екрані телевізійного дисплея виходить найбільш контрастне зображення. Застосування як джерела світла лазера дозволяє отримати максимальну спектральну щільність випромінювання в потрібному ділянці спектру і виключити засвічення очного дна на інших довжинах хвиль, при цьому відпадає необхідність у застосуванні вузькосмугового фільтра з низьким коефіцієнтом пропускання. Для реєстрації відеосигнал записується на магнітну стрічку. Паралельно відеосигнал надходить на спецвичіслітель, за допомогою якого безпосередньо під час дослідження або під час відтворення раніше зробленої записи можуть бути визначені такі параметри: калібр судин у деякому вибраному перетині очного дна; площа займана судинами на очному дні; частка судин певного заданого калібру; розподіл судин за калібром; швидкість розповсюдження барвника та ін

1.3.2 ДІАГНОСТИЧНІ МОЖЛИВОСТІ ГОЛОГРАФІЯ
Особливий інтерес для голографічного діагностики представляє орган зору. Око є органом, що дозволяє одержувати зображення його внутрішніх середовищ звичайним освітленням ззовні, так як заломлюючих середовища очі є прозорими для випромінювання видимого та ближнього інфрачервоного діапазону.
Найбільший підйом досліджень і розробок систем об'ємного відображення в офтальмології пов'язаний з появою лазерів, коли з'явилися потенційні можливості широкого використання голографічного методу.
Для голографічного запису зображення очного дна використовувалася стандартна фотографічна фундус-камера Цейс, в якій ксенонове джерело світла був замінений лазерним джерелом випромінювання.
Недоліком є низька (100 мкм) дозвіл і невисокий (2:1) контраст одержуваних зображень.
Традиційні методи оптичної голографії стикаються з принциповими труднощами їх практичної реалізації в офтальмології, в першу чергу із-за низької якості одержуваних об'ємних зображень.
Суттєвого підвищення якості об'ємних зображень можна очікувати лише у випадку використання однопрохідної голографічного реєстрації, якою є реєстрація прозорих мікрооб'єктів методами голографії.
Метод флюоресцентної ангіографії, що складається в возбужжденіі люмінесценції барвника, введеного в кров, і одночасної фото-реєстрації зображення очного дна.
В результаті проведених досліджень був розроблений спосіб отримання однопрохідної голограми очного дна. Даний спосіб дозволяє суттєво покращити якість відновлених зображень в результаті усунення когерентного шуму і паразитних відблисків.
2 термографії
2.1 Біофізичний АСПЕКТИ теплобачення.
     У людському організмі внаслідок екзотермічні біохімічних процесів у клітинах і тканинах, а також за рахунок вивільнення енергії, пов'язаної з синтезом ДНК і РНК, виробляється велика кількість тепла-50-100 ккал/грам. Це тепло розподіляється усередині організму за допомогою циркулюючої крові та лімфи. Кровообіг вирівнює температурні градієнти. Кров завдяки високій теплопровідності, не змінюється від характеру руху, здатна здійснювати інтенсивний теплообмін між центральними і периферійними областями організму. Найбільш теплою є змішана венозна кров. Вона мало охолоджується в легенях і, поширюючись по великому колу кровообігу, підтримує оптимальну температуру тканин, органів і систем. Температура крові, що проходить по шкірних судинах, знижується на 2-3 °. При патології система кровообігу порушується. Зміни виникають вже тому, що підвищений метаболізм, наприклад, у вогнищі запалення збільшує перфузію крові і, отже, теплопровідність, що відбивається на термограмме появою вогнища гіпертермії.
     Температура шкіри має свою цілком певну топографію. Правда, у новонароджених, як показала І. А. Архангельська, термотопографія шкіри відсутня. Найнижчу температуру (23-30 °) мають дистальні відділи кінцівок, кінчик носа, вушні раковини. Найвища температура пахвовій області, в промежини, області шиї, епігастрію, губ, щік. Решта ділянок мають температуру 31-33,5 ° С. Добові коливання температури шкіри в середньому становлять 0,3-0,1 ° С і залежать від фізичної і психічної навантажень, а також інших факторів.
     За інших рівних умов мінімальні зміни температури шкіри спостерігаються в області шиї та лоба, максимальні-в дистальних відділах кінцівок, що пояснюється впливом вищих відділів нервової системи. У жінок часто шкірна температура нижче, ніж у чоловіків. З віком ця температура знижується і зменшується її мінливість під впливом температури навколишнього середовища. При будь-якому зміну сталості співвідношення температури внутрішніх областей тіла включаються терморегуляторних процеси, які уособи встановлюється новий рівень рівноваги температури тіла з навколишнім
середовищем.
     У здорової людини розподіл температур симетрично щодо середньої лінії тіла. Порушення цієї симетрії і служить основним критерієм тепловізійної діагностики захворювань. Кількісному вираженні термоасімметріі служить величина перепаду температури. Перелічимо основні причини виникнення температурної асиметрії:
1. Вроджена судинна патологія, включаючи судинні пухлини.
2. Вегетативні розлади, які призводять до порушення регуляції судинного тонусу.
3. Порушення кровообігу в зв'язку з травмою, тромбозом, емболією, склероз судин.
4. Венозний застій, ретроградний струм крові при недостатності клапанів вен.
5. Запальні процеси, пухлини, що викликають місцеве посилення обмінних процесів.
6. Зміни теплопровідності тканин у зв'язку з набряком, збільшенням або зменшенням шару підшкірної жирової клітковини.
     Існує так звана фізіологічна термоасімметрія, яка відрізняється від патологічної меншою величиною перепаду температури для кожної окремої частини тіла. Для грудей, живота і спини величина перепаду температури не перевищує 1,0 ° С.
     Терморегуляторних реакції в людському організмі управляються гіпоталамусом.
     Крім центральних, існують і місцеві механізми терморегуляції. Шкіра завдяки густий мережі капілярів, що знаходяться під контролем вегетативної нервової системи і здатні значно розширити або повністю закрити просвіт судин, міняти свій калібр в широких межах,-прекрасний теплообмінний орган і регулятор температури тіла.
     Температура шкіри і підлеглих тканин може мати мозаїчний характер внаслідок неоднорідності температур внутрішніх органів або навіть окремих ділянок того чи іншого органу. Слід звернути увагу на високі термоізолюючих властивості шкірного покриву, який завдяки розгалуженій підшкірної судинної мережі, перешкоджає контактної передачі термічних впливів вглиб тіла і у зворотному напрямку. Всі ці загальні та місцеві механізми терморегуляції впливають на фізичні та фізіологічні фактори, що обумовлюють в кінцевому рахунку особливості тепловипромінювання шкіри, а отже, і характер тепловізійної картини.
     Таким чином, термографія-метод функціональної діагностики, заснований на реєстрації інфрачервоного випромінювання людського тіла, пропорційного його температурі. Розподіл та інтенсивність теплового випромінювання в нормі визначаються особливістю фізіологічних процесів, що відбуваються в організмі, зокрема як в поверхневих, так і в глибоких і органах. Різні патологічні стани характеризуються термоасімметріей і наявністю температурного градієнта між зоною підвищеного або зниженого випромінювання та симетричною ділянкою тіла, що відбивається на термографічного картині. Цей факт має важливе діагностичне і прогностичне значення, про що свідчать численні клінічні дослідження.

2.2 МЕТОДИКИ Тепловізіонная ДОСЛІДЖЕННЯ
Коливання температури шкіри залежать від ряду факторів. До них відносяться: судинні реакції, швидкість кровотоку, наявність локальних або спільних джерел тепла всередині тіла, регулювання теплообміну одягом, випаровуванням. Крім того, можливі похибки у вимірюванні температури за рахунок впливу випромінюючих предметів навколишнього середовища. Поки вплив усіх цих факторів не виключено або не враховується при остаточному визначенні результату вимірювання, до тих пір неможливо об'єктивно судити про температуру людського тіла після одиничного вимірювання температури. За розрахунками Г. Рудовського різниця між істинною та позірної температурою найчастіше складає 1-3 градуси.
Точність дослідження зростає, якщо зняти з досліджуваного одяг, а з приміщення видалити об'єкти, більш теплі або холодні, ніж повітря в кімнаті. Оптимальною для дослідження вважається температура повітря +22 градуси.
Перед проведенням тепловізійного дослідження хворий повинен адаптуватися до температури навколишнього середовища. На думку В.Ф. Сухарева та В.М. Куришевой, оптимальним і достатнім є 20-хвилинний період адаптації. Ці автори виділили три типи адаптації у людей:
* Перший-стійкий. Характеризується високим ступенем адаптації. У людей, що відносяться до цієї групи, спочатку відзначається невелике падіння температури на 0.3-0.5 С при природному охолодженні і швидке відновлення температури шкіри до початкового рівня.
* Другий-врівноважений. Ступінь адаптації при цьому дещо знижена і спостерігається уповільнене відновлення температури шкіри.
* Третій-нестійкий. У цьому випадку мають місце порушення фізичної терморегуляції або функціональні розлади судинної системи без клінічних проявів. Температура кілька стабілізується до 40-60-й хвилині періоду адаптації, залишаючись зниженою.
У хворих з патологією судин відзначаються різкі порушення адаптаційних процесів.
Вибір відстані від хворого до екрану тепловізора залежить від технічних можливостей приладу.
Оптимальна відстань від тепловізора до об'єкту складає 2-4 метри.
У літературі описується кілька методів тепловізійних досліджень. Виділяють два основних види термографії:
1.Контактная холестеричних термографія.
2.Телетермографія.
Телетермографія заснована на перетворенні інфрачервоного випромінювання тіла людини в електричний сигнал, який візуалізується на екрані тепловізора.
Контактна холестеричних термографія спирається на оптичні властивості холестеричних рідких кристалів, які проявляються зміною забарвлення у веселкові кольори при нанесенні їх на термоізлучающіе поверхні. Найбільш холодним ділянках відповідає червоний колір, найбільш гарячим-синій. Нанесені на шкіру композиції рідких кристалів, володіючи термочутливість в межах 0.001 С, реагують на тепловий потік шляхом перебудови молекулярної структури. Падаючий на кристали розсіяне денне світло поділяється на два компоненти, в однієї з яких електричний вектор повертається за годинниковою стрілкою, а інший-проти.
Після розгляду різних методів теплобачення постає питання про способи інтерпретації термографічного зображення. Існують візуальний і кількісний способи оцінки тепловізійної картини.
Візуальна (якісна) оцінка термографії дозволяє визначити розташування, розміри, форму та структуру вогнищ підвищеного випромінювання, а також орієнтовно оцінювати величину інфрачервоної радіації. Проте при візуальній оцінці неможливо точне вимірювання температури. Крім того, сам підйом що здається температури в термограф виявляється залежним від швидкості розгортки і величини поля. Труднощі для клінічної оцінки результатів термографії полягають в тому, що підйом температури на невеликій за площею ділянці виявляється малопомітним. В результаті невеликого за розмірами патологічний осередок може не виявлятися.
Радіометричний підхід вельми перспективний. Він передбачає використання найсучаснішої техніки і може знайти застосування для проведення масового профілактичного обстеження, отримання кількісної інформації про патологічних процесах в досліджуваних ділянках, а також для оцінки ефективності-термографії.
2.3 Тепловізіонная ТЕХНІКА І ПЕРСПЕКТИВИ її вдосконалення
     Успіхи медичної науки багато в чому залежать від якості використовуваної медичної апаратури. Тепловізори, що застосовуються зараз в тепловізійної діагностиці, являють собою скануючі пристрої, що складаються із систем дзеркал, фокусуючих інфрачервоне випромінювання від поверхні тіла на чутливий приймач. Такий приймач потребує охолодження, що забезпечує високу чутливість. У приладі теплове випромінювання послідовно перетворюється в електричний сигнал, що підсилюється, і реєструється як напівтонове зображення.
     В даний час застосовуються тепловізори з оптико-механічним скануванням, в яких за рахунок просторової розгорнення зображення здійснюється послідовне перетворення інфрачервоного випромінювання у видиме.
     У термовізіонной апаратурі видиме зображення висвічується на екрані ЕПТ поелементно, тобто кадр зображення формується, як в телебаченні, шляхом переміщення променя по горизонталі і вертикалі. Отримання поелементного розгортки забезпечує оптико-механічне сканування. У результаті на виході перетворювача формується відеосигнал, подібний телевізійному. Оскільки спектральний склад частини випромінювання, яка викликає сигнал на виході перетворювача, визначається областю пропускання оптичної
системи і спектральної характеристикою перетворювача, термовізіонная апаратура має ширшу область спектральної чутливості, ніж та, яка побудована на базі електронно-оптичного перетворювача.
     Спрощена функціональна схема термовізора наведена на малюнку
Основне посилення сигналу здійснюється лінійним підсилювачем У, вихідні сигнали з якого надходять на суматор СМ1. На інший вхід суматора подається серія пилоподібним імпульсів від блоку формування шкали температур ШТ. Крім цього для отримання складних синтезованих зображень на суматор можуть подаватися сигнали і з інших пристроїв і блоків. Таким чином СМ1 формує відеосигнал, що забезпечує отримання основного зображення з яскравісної відміткою, де найбільша щільність потоку випромінювання відповідає найбільш яскравого світіння екрана ЕПТ (позитивне зображення). Результуючий сигнал, що заповнює весь час кадру, з виходу СМ1 надходить на блок формування ізотерм ІТ і на суматор СМ2 (у положенні 1 перемикача ПР).
     При аналізі негативного зображення сигнал з виходу СМ1 передається до СМ2 через інвертор І (положення 2 перемикача ПР), який змінює знак вихідного сигналу суматора СМ1 на протилежний.
     Термовізори в найпростішому варіанті мають два великих конструктивних блоки: блок сканування БС, де розміщені елементи оптичної системи, пристрою сканування, перетворювач, балансному-підсилювальний блок, пристрої для створення запускають імпульсів розгортки, і електронно-осцилографічні блок, що містить основну масу електронних пристроїв, блоки харчування і ЕЛТ. Електронно-осцилографічні блок останнім часом часто поєднується з мікропроцесорної системою або з міні-ЕОМ. Блок сканування розміщується на механізмі встановлення МУ у вигляді стійки або триноги з пристроями для повороту і нахилу, щоб направити його на контрольований об'єкт, і часто робиться переносним.
     Зображення, що отримується термовізором, може бути зафіксовано і оброблено за допомогою засобів обчислювальної техніки, наприклад, як це показано на рис. 4


Від термовізора до блоку управління БУ підводиться відеосигнал зображення і імпульси синхронізації (точки 1, 2 і 3 на рис. 3 і рис 4). БО організує роботу всієї системи обробки інформації, що задається оператором з пульта управління ПП. Відеосигнал термовізора перетвориться аналого-цифровим перетворювачем АЦП в цифрову форму з допомогою інтерфейсу ІНТ, що зв'язує АЦП із загальною шиною ОШ, після чого цифрові сигнали надходять у вимірювальний магнітофон МГ і в пам'ять ЕОМ. Обробку інформації може виробляти мікропроцесор МКП або міні-ЕОМ, які використовують при цьому постійний запам'ятовуючий пристрій ПЗУ. Сформовані зображення і інша отримана інформація відображаються на відеоконтрольні пристроях ВКУ1 і ВКУ2.
     Загальним недоліком існуючих тепловізорів є необхідність їх охолодження до температури рідкого азоту, що зумовлює їх обмежене застосування. У 1982 році учені запропонували новий тип інфрачервоного радіометра. У його основі - плівковий термоелемент, що працює при кімнатній температурі і що володіє постійною чутливістю в широкому діапазоні довжин хвиль. Недоліком термоелемента є низька чутливість і велика інерційність. З метою збільшення вихідного сигналу та підвищення чутливості в радіометрі використовується термобатарея, що складається з 70-80 з'єднаних послідовно і стиснутих у щільний пакет термоелементів. При цьому різко зменшуються втрати за рахунок випромінювання і конвекції повітря, що зрештою призводить до підвищення чутливості приблизно на порядок. Після оптимізації висоти батареї, якої прямо пропорційна чутливість приладу, точність вимірювання температури досягла приблизно 0.1 С. В даний час радіометр проходить клінічні випробування.
     Особливої уваги заслуговують тепловізіонні прилади, що працюють в міліметрових діапазонах довжин хвиль. Сконструйовано і випробувано два нові типи тепловізорів, чутливих до міліметровим електромагнітних хвиль. Ці апарати вловлюють хвилі на три порядки довший, ніж інфрачервоні. Такі хвилі проникають на велику глибину в порівнянні з тими, які вловлює звичайний інфрачервоний тепловізор. Прилади можуть розрізняти коливання температури до частки градуса в тканинах, розташованих на кілька міліметрів всередину від поверхні шкіри. Звичайний же тепловізор реєструє випромінювання тільки з поверхні тіла.
     Радіотермографи, що працюють в діапазоні ММВ, призначені для виявлення злоякісних утворень молочних залоз, щитовидної залози та деяких областей головного мозку. Вони незамінні для виявлення пухлин і запалень неглибокого залягання, тому що дозволяють забезпечити найбільш високу роздільну здатність і усереднення температури за найменшим обсягом. Це особливо важливо для виявлення пухлин у початковій стадії, коли відмінність їх температури з навколишнім середовищем невелика.
     Підводячи підсумок огляду сучасної тепловізійної техніки, потрібно вказати на основні шляхи та перспективи її вдосконалення. Це, по-перше, підвищення рівня чіткості і ступеня контрастності тепловізійних зображень, створення відеоконтрольні пристроїв, що дають збільшене відтворення теплового зображення, а також подальша автоматизація досліджень і застосування ЕОМ. По-друге, вдосконалення методики тепловізійних досліджень різних видів захворювань. Тепловізор має давати інформацію про площу кожного ділянки зі зміненою температурою і координатах фіксованого теплового поля. Передбачається створити апарати, в яких можна довільно змінювати збільшення зображення, фіксувати амплітудне розподіл температури по горизонтальних і вертикальних осях. Крім того, необхідно сконструювати прилад, здатний інтенсифікувати розвиток досліджень механізму теплопередачі і кореляції спостережуваних теплових полів з джерелами тепла всередині тіла людини. Це дозволить розробити уніфіковані методики тепловізійної діагностики. По-третє, слід продовжити пошук нових принципів роботи тепловізорів, що працюють у більш довгохвильових областях спектру з метою реєстрації максимуму теплового випромінювання тіла. У перспективі також можливе вдосконалення апаратури для надчуттєвим прийому електромагнітних коливань дециметрових, сантиметрових і міліметрових діапазонів.
3. Лазерна медична установка для цілей променевої терапії "Імпульс-1"
3.1 Структурна схема
Лазерна медична установка "Импульс-1" - перший вітчизняний апарат, створений і розроблений для ведення лазеротерапії відповідно до медико-технічним вимогою Міністерства охорони здоров'я СРСР. Розробка установки була закінчена в 1971 році. У тому ж році Комітет з нової медичної техніки Міністерства охорони здоров'я СРСР дав рекомендацію до випуску промислової партії цих установок, яка й була виготовлена в 1975 році на Свердловському заводі електромедичної апаратури.
Установка "Імпульс-1" розроблена на базі спеціально створеного для неї потужного імпульсного лазера на неодімовим склі.
Установка (див. рис. 1) складається з наступних основних частин: операційного апарату, накопичувача енергії та головного пульта живлення і управління.


Малюнок 1. Структурна схема лазерної медичної установки для променевої терапії "Імпульс-1"


3.2 Функціональна схема
Конструктивна схема операційного апарату установки наведена на малюнку 2.

Малюнок 2. Конструктивна схема операційного апарату установки
Операційний апарат складається з горизонтального стовбура 1, встановленого на вертикальній стійці 2. Стовбур може повертатися навколо горизонтальної осі I і вертикальної осі II.
Вертикальна стійка 2 жорстко закріплена на платформі 3. Платформа забезпечена колесами для переміщення апарата по підлозі. До вертикальній стійці прикріплений поручень.
Усередині стовбура 1 жорстко закріплені лазерний випромінювач 4, 5 калориметричних блок і блок запалювання 6. На кінець стовбура 1 встановлений телескопічний вал 7 з поворотно-фокусуючий головкою 8.
Телескопічний вал 7 можна переміщати уздовж його власної осі симетрії III і повертати навколо тієї ж осі III разом з поворотно-фокусуючий головкою 8. Головка 8 жорстко закріплена на кінці телескопічного валу. На ньому жорстко закріплена й рукоятка 9, що охоплює поворотно-фокусуючу головку 8.
Усередині головки 8 жорстко зафіксовані селективно відображає лазерне випромінювання дзеркало 10, фокусуються лінза 11, конденсор 12 і лампочка розжарювання 13.
Лазерний випромінювач 4 виконаний у вигляді окремого блоку. Активним елементом у ньому є стержень з неодимовий скла ПГЛС-1 діаметром 45 мм і довжиною 617 мм. Активний елемент збуджується за допомогою чотирьох ксенонових ламп накачування ІПФ-20000, розташованих у четирехлепестковом освітлювач з чотирма V-подібними відбивачами, виготовленими з нержавіючої сталі. Внутрішні поверхні відбивачів поліровані і мають добре відображає срібне покриття. Активний елемент розташований в корпусі освітлювача вздовж осі симетрії. Корпус освітлювача виготовлений з нержавіючої сталі. Торці активного елемента ущільнені в корпусі освітлювача за допомогою індіевих кілець, стисливих циліндричними власниками дзеркал резонатора. Глуха і напівпрозоре дзеркала, встановлені паралельно торцях активного елементу, герметизує порожнині між дзеркалом і активним елементом. При цьому боковими стінками порожнин є циліндричні поверхні володарів дзеркал резонатора. Внутрішня порожнина освітлювача, лампи накачування і активний елемент омиваються 0.02% розчином K2Cr2O4 в дистильованої води, що циркулює через освітлювач.
Напівпрозоре дзеркало резонатора (коефіцієнт пропускання 60%) встановлено у випромінювачі 4 з боку поворотно-фокусуючий головки 8. Глуха дзеркало резонатора з коефіцієнтом пропускання 5% розміщено з боку калориметричних блоку 5. Тому при генерації лазерного випромінювання в резонаторі випромінювача 4 основна частина випромінювання спрямована в бік поворотно-фокусуючий головки, а інша - в бік калориметричних блоку 5, де поглинається його приймальні майданчиком.
Калориметричних блок 5 (після проведення відповідної калібрування) забезпечує вимірювання енергії лазерного випромінювання, що направляється в сторону поворотно-фокусуючий головки, по поглиненої його приймальні