Система для фотоакустического исследования неоднородных оптических биологических сред

Расстояние «d» между импульсным лазерным диодом 1 и фотодетектором 12 устанавливают в пределах (1-10) мм, преимущественно (2-3) мм, что достаточно для регистрации фазово-сопряженных акустических колебаний в среде, такой как палец человека. [3]

Угол «б» между направлением зондирующего луча 7 и нормалью к приемной поверхности фотодетектора 12 устанавливают в пределах (0-180)°, и преимущественно (20-90)°, что достаточно для регистрации фазово-сопряженных акустических колебаний в среде, такой как палец человека. Если б=0°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в обратном направлении. Если б=180°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в прямом направлении. Если б=90°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в направлении, нормальном к направлению зондирующего луча 7.

Величина фотоакустического сигнала, действующего как давление, определяется термоупругим коэффициентом расширения в, коэффициентом оптического поглощения µa, и распределением поглощенных фотонов Н(z):

где z - глубина, и Cp - теплоемкость среды при постоянном давлении.

Формула (13) строго верна только при быстром нагреве среды, приводящем к ее мгновенному расширению и генерации импульса давления. Временное ограничение требует, чтобы длительность лазерного импульса была значительно меньше времени прохождения импульса давления на глубину проникновения света в среде. Лазерный импульс длительностью (10-100) нсек является идеальным источником для возбуждения акустических колебаний в тканях человека.

Импульс света, поглощаясь в среде, вызывает ее нагрев, а тепловой импульс, действуя на молекулы среды, приводит к быстрому изменению амплитуды колебания молекул и затухающих колебаний рассеянного света. Амплитуда колебаний пропорциональна скорости изменения температуры А(л) ~ dT/dt, т.е. плотности мощности падающего света qн и коэффициенту оптического поглощения µa(л) в среде:

Плотность мощности падающего света равна:

где J - энергия лазерного импульса, фi - длительность лазерного импульса, V - объем облучаемой области среды.

Энергия лазерного луча поглощается в объеме V=ZS и определяется площадью S излучаемой поверхности источников 6 и 8 лучей 7 и 9 и глубиной проникновения света Z. Глубина проникновения света Z определяется расстоянием, на котором интенсивность света уменьшается в е раз (е=2.72), и связана с коэффициентами оптического поглощения µa(л) и рассеяния µs(л), которые зависят от длины волны света:

Z=1/µef,

Закон Бера - Ламберта описывает поглощение света в нерассеивающей среде:

где I0 - интенсивность падающего света, I - интенсивность света, прошедшего через среду, x - оптический путь, обычно равный толщине образца; коэффициент оптического поглощения среды равен:

µa(л)=еС, см-1,

где е - специфический коэффициент ослабления (экстинкции) поглощающего свет компонента.

Коэффициент оптического поглощения равен вероятности поглощения света на единице пути.

Закон Бера-Ламберта (17) применим только для пропускающей среды и не пригоден для мутных сред, таких как тело человека.

В общем случае превращение света в тепло зависит не только от поглощения света, но и его рассеяния.

Коэффициент рассеяния света равен:

где с - плотность рассеивающих частиц, у - сечение рассеяния частиц.

Коэффициент рассеяния равен вероятности изотропного рассеяния света на единице пути. Рассеяние света в биологических тканях обусловлено хаотическими изменениями показателя преломления света n=f(л) в микроскопических и макроскопических масштабах. В органических материалах показатель преломления света, а следовательно, и рассеяние света сильно зависят от длины волны света. Рассеяние света в слое дермиса кожи человека включает комбинацию рассеяния Ми большими цилиндрическими волокнами коллагенов и Рэлеевского рассеяния мелкомасштабными клеточными структурами. Оба рассеяния Ми и Рэлея относятся к упругому рассеянию, при котором энергия (следовательно, длина волны и частота) света практически неизменны. Однако электромагнитное излучение, рассеянное подвижными объектами, испытывает сдвиг Доплера в длине волны и частоты излучения, что можно использовать для измерения скорости движения указанных объектов.

Упругое рассеяние света в тканях человека можно аппроксимировать формулой:

где б - средний диметр клеток, с - плотность рассеивающих частиц (концентрация клеток), л - длина волны света, m=nc/nm - несовпадение показателей преломления, nm - показатель преломления межклеточной жидкости, nc - показатель преломления клеток (частиц).

Коэффициент рассеяния света изменяется с изменением указанных величин, а также зависит от несовпадения показателей преломления межклеточной жидкости и клеточных мембран, т.е. зависит и от концентрации глюкозы в межклеточной жидкости. Концентрация глюкозы в межклеточной жидкости, окружающей клетки ткани, примерно на 10% меньше концентрации глюкозы в крови. При увеличении концентрации глюкозы в межклеточной жидкости увеличиваются ее коэффициент оптического поглощения и показатель преломления, но уменьшается несовпадение показателей преломления m, а следовательно, и коэффициент рассеяния света, если остальные величины в формуле (19) останутся неизменными.

Для определения концентрации глюкозы возбуждающий источник света предварительно настраивают на полосы поглощения глюкозы в спектральных областях примерно 1520-1850 нм или 2050-2540 нм, чтобы возбудить фотоакустические колебания. Максимумы поглощения приходятся примерно на 1600 нм и 2120 нм соответственно.

В указанном диапазоне длин волн поглощение воды сравнительно слабое, а поглощение глюкозы сравнительно сильное. Таким образом, даже несмотря на то, что ткани человека могут иметь высокое содержание воды, электромагнитное излучение в указанном выше специфическом диапазоне длин волн способно проникать через ткань на глубину, достаточную для точных измерений. Несмотря на поглощение водой акустический сигнал, который генерируется вследствие поглощения электромагнитного излучения глюкозой, не подавляется сигналом, который генерируется водой. Оптическое поглощение глюкозой вызывает увеличение температуры и генерацию акустического излучения непосредственно в воздух. Можно считать, что интенсивность фотоакустических колебаний пропорциональна концентрации глюкозы.

Согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения с целью неинвазивного определения концентрации глюкозы в тканях человека для излучения зондирующего луча 7 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1550-1750 нм и, предпочтительнее, 1550-1625 нм. Аналогично для излучения опорного луча 9 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1300-1520 нм и, предпочтительнее, 1480-1520 нм. В тканях человека коэффициент оптического поглощения равен µa(л)=(10-50) см-1 при длине волны света 1550 нм, а глубина проникновения света Z=(0.5-3) мм. Коэффициент рассеяния света обычно равен µs=(10-100) мм-1, что примерно в (10-100) раз больше, чем коэффициент оптического поглощения. Наиболее высокое рассеяние света имеют дермис кожи, мозг и кости.

Для более полного описания рассеяния света в тканях человека необходимо определить вероятность рассеяния фотона в заданном направлении при каждом взаимодействии. Анизотропные свойства определяются косинусом угла рассеяния g. В биологической ткани рассеяние света имеет преимущественное направление вперед, что соответствует анизотропии в пределах 0.69<g<0.99. Несмотря на рассеяние, направленное вперед, большое значение коэффициента рассеяния света приводит к тому, что на глубине нескольких мм рассеяние является практически изотропным. Обычно, рассеяние света характеризуется коэффициентом:

который является фундаментальным параметром теории диффузии и равен эффективному числу изотропных рассеяний на единицу длины. Закон Бера-Ламберта (17) применим только для пропускающей среды и не пригоден для мутных сред, таких как тело человека. Для сильно рассеивающих сред закон Бера-Ламберта (17) должен быть изменен путем добавления поправок, связанных с увеличением оптического пути вследствие рассеяния света. Следовательно, этот закон не пригоден для абсолютных измерений концентрации представляющего интерес компонента в мутной среде. Однако возможно измерение изменения концентрации компонента путем измерения изменения поглощения. Альтернативно указанным методам концентрацию представляющего интерес компонента можно определить, измеряя разницу между значениями коэффициента рассеяния света зондирующего 7 и опорного 9 лучей согласно предлагаемому изобретению.

Фотоакустическое давление индуцирует изменение плотности рассеивающих частиц с, и, следовательно, изменение коэффициента рассеяния света µs согласно (13) и (19). Более того, индуцированное лазерным изучением изменение коэффициента рассеяния света µs вследствие фотоакустическиих колебаний, пропорционально коэффициенту оптического поглощения µа(л), как и фотоакустическое давление Р, т.к. изменение плотности рассеивающих частиц с пропорционально фотоакустическому давлению Р.

Таким образом, зондирующий 7 и опорный 9 лучи индуцируют в мишени 4 фазово-сопряженные акустические колебания, которые вызывают изменения рассеяния света 10. Следовательно, акустические колебания могут быть зарегистрированы путем изменения колебаний рассеяния света 10, с помощью фотодиодов 12 и 14. Внешнее давление влияет на изменения колебаний рассеяния света 10, так же как и внутреннее фотоакустическое давление. Поэтому внешнее давление должно быть постоянным и / или контролироваться сенсором давления.

Согласно (19) рассеяние света в тканях человека зависит от несовпадения показателей преломления межклеточной жидкости и клеточных мембран, т.е. зависит и от концентрации глюкозы в межклеточной жидкости. При увеличении концентрации глюкозы в межклеточной жидкости уменьшится несовпадение показателей преломления m, а следовательно, и коэффициент рассеяния света. Таким образом, концентрацию глюкозы в межклеточной жидкости можно определить, если остальные величины в формуле (19) будут неизменны. Это возможно при малой мощности света, т.е. при статической спектроскопии упруго рассеянного света в среде. Фотоакустическое давление индуцирует изменение плотности рассеивающих частиц с, а следовательно, изменение коэффициента рассеяния света и колебаний рассеяния света 10, амплитуда которых пропорциональна концентрации глюкозы в межклеточной жидкости, т.е. является динамической спектроскопией неупругого рассеянного света в среде. Это позволяет повысить отношение сигнала к шуму и уровень чувствительности.

Коэффициент оптического поглощения зондирующего луча 7 при длине волны, соответствующей максимуму полосы оптического поглощения представляющего интерес искомого компонента в мутных средах, таких как тело человека, равен:

где µa1 - коэффициент оптического поглощения искомого компонента, а µa2 - коэффициент оптического поглощения других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде.

Коэффициент оптического поглощения зондирующего луча 7, а следовательно, и амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, зависит от концентрации искомого компонента, а также от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента.

Амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9, определяется величиной коэффициента оптического поглощения µa2, т.е. зависит только от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента и не зависит от концентрации искомого компонента.

Если концентрация искомого компонента намного больше, чем концентрация других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде, т.е. µa1>>µa2, то амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, намного больше, чем амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9.

Согласно предлагаемому изобретению, учитывая (9), применение синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i>1 позволяет возбуждать резонансные акустические колебания зондирующим лучом 7, имеющим меньшее значение средней мощности, чем это необходимо при i=1, как принято в ближайшем аналоге.

В общем случае, когда концентрация представляющего интерес компонента соизмерима или меньше концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде, согласно предлагаемому изобретению, частоту следования импульсов выбирают таким образом, что зондирующий луч 7 возбуждает указанные колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде, при i?1, согласно условию (9), а опорный луч 9 возбуждает акустические колебания в противофазе, согласно условию (10), или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, согласно условию (11). При возбуждении акустических колебаний в среде серией коротких эквидистантных импульсов света, когда зондирующий 7 и опорный 9 лучи независимы, согласно условию (11), оба луча возбуждают акустические колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде при i?1, согласно условию (9). Концентрацию исследуемого компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.

Предлагаемое устройство может быть снабжено световодами, выполненными, например, из оптического волокна (Фиг.6 и Фиг.7). Световоды 35, 36, 37 и 38 расположены внутри корпуса 39. Световод 35 подводит зондирующий луч 7 к тестируемой области 5 мишени 4. Световод 36 подводит опорный луч 9 к тестируемой области 5 мишени 4. Световоды 37 и 38 подводят обратно рассеянный свет 10 от тестируемой области 5 к фотодетекторам 12 и 14.

На Фиг.7, в качестве примера, показаны 10 световодов: два световода 35 и 36 для доставки зондирующего 7 и опорного 9 лучей к тестируемой области 5 мишени 4, четыре световода 37 и четыре световода 38 для доставки обратно рассеянного света 10 от тестируемой области 5 к фотодетекторам 12 и 14 соответственно. Согласно предлагаемому изобретению в заявленном устройстве может использоваться и большее число световодов. Применение жгута из оптических волокон позволяет сделать маленький и легкий корпус 39 для головки сенсора (электронно-оптического устройства), которая может легко контактировать с поверхностью мишени 4. Одна часть зондирующего 7 и / или опорного 9 луча возбуждает акустические колебания, вследствие поглощения света, а другая часть рассеивается в тестируемой области 5, такой как дермис кожи человека, т.е. на глубине (0.5-3) мм. В результате акустические колебания индуцируют изменения рассеяния света согласно формулам (1) - (21), приведенным выше.

Кожа человека состоит из тонкого внешнего слоя эпидермиса и внутреннего слоя дермиса. Микроскопические неоднородности кожи человека приводят к диффузному рассеянию падающего на нее света, а также к геометрическому отражению света. Геометрическое отражение сильно зависит от длины волны света и угла его падения и содержит информацию о комплексном показателе преломления материала и мнимой составляющей коэффициента оптического поглощения среды. Внешний тонкий слой эпидермиса содержит очень мало крови, поэтому отраженные от него лучи содержат мало информации о концентрации глюкозы. Геометрическое отражение полезно только тогда, когда весь образец адекватно представлен структурой поверхности. Если это не так, то такая методика приводит к значительным ошибкам, как, например, при неинвазивном измерении компонентов крови. Однако применение жгута из оптических волокон позволяет использовать геометрическое отражение света в очень чувствительном акустическом детекторе для измерения весьма малых смещений поверхности кожи.

В состав электронно-оптического устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, может входить акустическая ячейка, содержащая акустический детектор, такой как микрофон. В соответствии с блок-схемой, представленной на Фиг.2, на Фиг.8 показано устройство, в котором зондирующий луч 7 направлен световодом 40 на мишень 4 под углом б1, а опорный луч 9 направлен световодом 41 на мишень 4 под углом б2 внутри акустической ячейки 42. Акустическая ячейка 42 может быть изготовлена из любого подходящего материала, предпочтительно из ABS пластика. Акустическая ячейка 42 передает акустические колебания 43 от тестируемой области 5 мишени 4 к акустическому детектору 44, например микрофону. Акустическая ячейка 42 служит корпусом для крепления акустического детектора 44 и выпуклых линз 45 и 46. Акустическая ячейка 42 сконструирована с возможностью расположения ее на тестируемой области 5 мишени 4, такой как кожа человека, и имеет апертуру 47, позволяющую осуществлять лазерное облучение тестируемой области. Выпуклая линза 45 служит для фокусировки зондирующего луча 7, а выпуклая линза 46 служит для фокусировки опорного луча 9 в той же точке 48 тестируемой области 5 на определенном расстоянии «е» под поверхностью мишени 4, которое влияет на частоту собственных акустических колебаний поверхности мишени 4. Акустический детектор 44 регистрирует акустические колебания 43 тестируемой области 5 мишени 4 в пределах акустической ячейки 42. Регулировка угла между направлениями зондирующего 7 и опорного 9 лучей обеспечивает возбуждение и регистрацию фазово-сопряженных фотоакустических колебаний в среде.

Заявленный способ анализа материала может быть реализован с помощью заявленного устройства следующим образом (Фиг.9).

Головку электронно-оптического устройства, которая может представлять собой оптическую ячейку 1 (Фиг.1) или акустическую ячейку 42 (Фиг.8), прежде всего, помещают на поверхность мишени 4 (49). При этом согласно предлагаемому изобретению может быть использована любая из описанных выше конструкций оптической ячейки 1 (Фиг.5-Фиг.7). Согласно предлагаемому изобретению исследуемая область 5 может быть расположена на поверхности мишени 4 или под ней. Затем тестируемую область 5 облучают зондирующим лучом 7 (50). После чего тестируемую область 5 облучают опорным лучом 9 (51). Оба луча 7 и 9 создают индуцированные лазером колебания рассеянного света 10, которые регистрируют (52) фотодетекторами 12 и 14. Акустические колебания 43, распространяемые от тестируемой области 5 мишени 4, могут быть зарегистрированы через воздух акустическим детектором 44, таким как микрофон.

Согласно предлагаемому изобретению частоту следования импульсов выбирают таким образом, что зондирующий луч 7 возбуждает указанные колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде, а опорный луч 9 возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом. Концентрацию компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.

Зондирующий 7 и опорный 9 лучи могут индуцировать как периодические, так и не периодические переходные процессы в мишени 4, которые могут, по крайней мере, частично модулировать рассеянное излучение 10. Детектор 44 (или фото детекторы 12 и 14) преобразуют зарегистрированные акустические колебания 43 или колебания рассеянного света 10 в электрические сигналы для их последующей обработки.

Согласно предлагаемому изобретению электрические сигналы могут соответствовать, по крайней мере, амплитуде, частоте или времени задержки каких-либо переходных процессов, которые могут быть созданы в мишени 4.

Электрические сигналы могут быть переданы от пик-детекторов 24, 25, 26 к мультиплексору (MUX) 27. Мультиплексор (MUX) 27 комбинирует сигналы от пик-детекторов 24, 25, 26 и выдает результирующий электрический сигнал для аналогово-цифрового конвертора (ADC) 28. Аналогово-цифровой конвертор (ADC) 28 преобразует входящий аналоговый сигнал в цифровой электрический сигнал для процессора 21.

Процессор 21 получает электрические сигналы и выдает инструкции, которые могут сохраняться во внешнем запоминающем устройстве (не показано) для выполнения вычислений, используя указанные цифровые электрические сигналы. Например, процессор 21 может рассчитать индуцированные лазерным излучением изменения интенсивности рассеянного света 10 (53), вызванные фотоакустическими колебаниями в мишени 4, и переходные процессы, которые могут происходить в мишени 4 в результате облучения ее зондирующим лучом 7 и опорным лучом 9. На основании вычислений изменения интенсивности рассеянного света 10 процессор 21 формирует инструкции для выполнения алгоритма вычисления концентрации (54) представляющего интерес компонента в тестируемой области 5 рассматриваемого материала. Согласно предлагаемому изобретению вычисления могут быть выполнены также внешним процессором, например, встроенным в компьютер 20. Найденную концентрацию представляют (55) на дисплее электронного блока 2 или на дисплее компьютера 20. Более того, концентрация может быть табулирована в компьютере 20 для последующего анализа ее во времени.

Согласно предлагаемому изобретению с помощью видеокамеры проводят анализ изображения тестируемой поверхности для того, чтобы контролировать направление зондирующего и опорного лучей, которые должны облучать одну и ту же область 5 тестируемой поверхности. На тестируемую область 5 наносят маркеры таким образом, чтобы пользователь, используя видеокамеру, мог выбрать правильное положение оптической ячейки относительно тестируемой области 5.

Для получения значений концентрации исследуемого компонента материала осуществляют калибровку электронно-оптического устройства (Фиг.10).

При выполнении калибровки сравнивают результаты измерения концентрации исследуемого компонента, полученные с помощью стандартного инвазивного метода, с результатами измерений, полученными при неинвазивных измерениях электронно-оптическим устройством, и вводят поправку на показания этого устройства, согласуя их с результатом, полученным путем инвазивных измерений. Изложенный ниже процесс калибровки неинвазивных измерений концентрации глюкозы в крови человека электронно-оптическим устройством применим и для других компонентов.

В первом приближении калибровочная кривая для вычисления концентрации глюкозы в крови человека имеет вид:

где Y - концентрации глюкозы; Х - измеряемая оптическим устройством величина, например, амплитуда акустических колебаний 43 тестируемой области 5 мишени 4, зарегистрированных акустическим детектором 44, таким как микрофон, через воздух (Фиг.8); «а» и «b» - постоянные параметры, которые должны быть найдены путем сравнения инвазивных и неинвазивных измерений разных концентраций глюкозы в теле человека.

«а» - смещение - поправка, зависящая, главным образом, от свойств кожи; «b» - коэффициент усиления, зависящий, главным образом, от режима работы электронно-оптического устройства, и который, обычно, устанавливают заранее.

Согласно (22), по крайней мере, два независимых инвазивных и неинвазивных измерения при разных концентрациях глюкозы должны быть выполнены для нахождения параметров «а» и «b». Обычно их выполняют перед едой (лучше на голодный желудок) и затем через 20-30 мин после еды.

Калибровку электронно-оптического устройства выполняют путем совмещения измеренных с его помощью значений концентрации компонента со значениями, полученными в результате инвазивных измерений, в пределах заданной точности, используя какую-либо калибровочную кривую, например, (22).

Калибровку осуществляют следующим образом (Фиг.10).

Во-первых, получают образец жидкости (крови) инвазивно (56), и определяют первое значение концентрации представляющего интерес компонента (57) с помощью типового прибора для инвазивных измерений (глюкометр), принятого за эталон. Это значение запоминают и проводят первое неинвазивное измерение (58) электронно-оптическим устройством, результат которого совмещают с результатом первого инвазивного измерения с помощью параметра «а» при заранее установленном значении параметра «b». Второе неинвазивное измерение (59) выполняют, применяя формулу (22) при значении параметра «а», найденного с помощью первого инвазивного измерения для той же тестируемой области 5 мишени 4. Если результат второго неинвазивного измерения совпадает с результатом второго инвазивного измерения в пределах заданной точности (60), то нет необходимости в продолжении калибровки (61). Если они не совпадают в пределах заданной точности, то выполняют их совмещение (62) путем коррекции значений параметров «а» и «b». После этого калибровку можно считать завершенной (63). Последующие сопоставления результатов инвазивных и неинвазивных измерений при построении сахарной кривой и корреляционной кривой, а также определение коэффициента корреляции покажут качество калибровки и ее соответствие заданной точности измерений. При необходимости выполняют повторную коррекцию значений параметров «а» и «b», входящих в калибровочную кривую. [3].

Заключение

В работе проанализированы методы фотоакустического исследования и их характеристики.

Данные подходы применимы и для других областей, например, для неинвазивного обнаружения изображения на сильно зашумленной или загрязнённой поверхности.

Применение исследований для анализа структуры сред позволяет выйти на более высокий уровень точного исследования их содержания в трудно доступных местах, к примеру крови в участках тела, где инвазивные методы применять нельзя, например, таких как сонная артерия.

Список литературы

1. Мадвалиев Умархон, Разработка новых методов фотоакустической спектроскопии конденсированных сред

2. Мадвалиев У., Салихов T.X., Шарифов Д.М. Влияние тепловой нелинейности сильнопоглощающих сред на параметры фотоакустического сигнала при газомикрофонной регистрации. Основная и вторая гармоники // ЖТФ. 2006. Т. 76. №6. С. 87-97.

3. Кравец Анатолий Наумович (IL), Алиев Джомарт Фазылович (RU), Приступницкий Александр Сергеевич (RU), Вледельцы патента: Х.Л Хьюман Лазер Лимитед (CY)

Размещено на Allbest.ru