EA001936B1

EA001936B1 - Способ измерения характеристик поглощающего объекта и устройство для его осуществления

Info

Publication number: EA001936B1
Application number: EA199800411A
Authority: EA
Inventors: Уорен Гроунэр; Ричард Г. Нэйдеу
Original assignee: Сайтометрикс, Инк.
Priority date: 1995-10-23
Filing date: 1996-10-21
Publication date: 2001-10-22
Also published as: BR9611136A; AU1856899A; OA10762A; US5983120A; CN1146354C; KR100269563B1; WO1997015229A1; JP3267625B2; CA2235772A1; CA2235772C; EA199800411A1; KR19990066963A; AP931A; IL123966A; US6104939A; HK1017247A1; AU7465396A; MX9803129A; CN1200657A; AU699519B2

Abstract

Предложен способ измерения характеристик поглощающего объекта, расположенного внутри тела и под его поверхностью, предусматривающий направление излучения, поляризованного в первой плоскости, на поверхность тела и пропускание излучения, отраженного от подповерхностной области тела, расположенной за измеряемым объектом, через анализатор с плоскостью поляризации, перпендикулярной первой плоскости поляризации. Отраженное излучение, прошедшее через анализатор, обнаруживают и далее проводят измерение характеристик объекта как функции отношения между интенсивностью отраженного излучения, поглощенного измеряемым объектом, и интенсивностью отраженного излучения, не поглощенного измеряемым объектом. Изобретение повышает качество визуализации измеряемых объектов и позволяет определять концентрацию веществ в объекте по интенсивности полученного отраженного излучения с применением закона Бэра, ранее использовавшегося при измерениях в проходящем свете. Предложено также устройство для осуществления способа. Предпочтительной областью применения изобретения является анализ крови in vivo.

Description

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к области оптического анализа в отраженных световых лучах. Более конкретно, изобретение относится к использованию отраженного спектрального изображения для неинвазивного анализа сердечно-сосудистой и лимфатической систем (далее для краткости называемых обобщенно сосудистой системой) исследуемого объекта. Настоящее изобретение относится также к использованию кросс-поляризатора при спектральном анализе в отраженных лучах.

Предшествующий уровень техники

Согласно общепринятой в медицине доктрине одним из наилучших показателей общего состояния здоровья пациента является полный анализ крови, включая дифференциальный подсчет лейкоцитов. С его помощью врач может определить или диагностировать анемию, инфекцию, потерю крови, острые или хронические заболевания, аллергии и другие состояния. Полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови дает исчерпывающую информацию о составе крови, включая число эритроцитов, гематокритное число, концентрацию гемоглобина и индексы, отражающие размер, форму, окислительные характеристики, полную популяцию эритроцитов. Полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови, кроме того, включает число и тип лейкоцитов и число тромбоцитов. Полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови представляет собой один из наиболее популярных диагностических тестов, производимых в США в количестве около двух миллиардов в год.

Обычный тест на полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови осуществляют инвазивным образом, при котором у пациента берут иглой образец венозной крови и подвергают его лабораторному анализу. Например, флеботомист (специально обученный на взятие крови лаборант) отбирает образец венозной крови в пробирку с антикоагулянтом для предотвращения свертывания крови. Затем образец крови посылают для обработки в гематологическую лабораторию, обычно на автоматизированном многопараметровом аналитическом приборе, таком как производится компанией СоиНет П1адио811С8, расположенной в Майами, штат Флорида. Результаты теста на полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови возвращаются к врачу, обычно, на следующий день.

При медицинском диагнозе часто бывает необходимо измерить другие виды компонентов крови, такие как неклеточные составляющие, присутствующие в плазме крови. Такие составляющие могут включать, например, содержащиеся в крови газы и билирубин. Билирубин представляет собой желто-красноватый пиг мент, который получается в процессе метаболического расщепления гемоглобина и других белков. Билирубин выводится из состава крови печенью и выводится из организма. Однако печень новорожденных младенцев, особенно недоношенных младенцев, не может эффективно выводить билирубин из состава крови.

Процесс родов часто приводит к интенсивному кровоизлиянию, в результате чего кровь поступает вовнутрь тканей, где она расщепляется метаболически. По этой и другим причинам медицинского характера билирубин может накапливаться в крови, циркулирующей в кровеносной системе. Если концентрация билирубина возрастает в достаточной степени, то он начинает отлагаться в других тканях организма, вызывая желтуху. Прежде всего, она обнаруживается в глазах. При еще более высокой концентрации билирубина он начинает отлагаться в более глубоких тканях, включая мозг, и может привести к долговременному повреждению мозга.

Наиболее распространенным способом анализа билирубина является способ ίη νίίτο. В этом способе образец крови берут у пациента инвазивно. Полученные элементы (эритроциты и др. клетки) отделяют центрифугированием, и оставшуюся жидкость подвергают химической реакции и анализируют спектрофотометрически.

Инвазивные методы, используемые в обычных исследованиях на полный анализ крови с дифференциальным подсчетом клеток крови и при анализе на содержание билирубина, вызывают особые проблемы у новорожденных детей, поскольку их система кровообращения еще не полностью сформирована. Кровь обычно берут из пятки иглоукалыванием, при котором в пятке новорожденного ребенка делают один или более проколов, и образцы крови собирают в пробирки повторяющимся выдавливанием. Эта процедура является травмирующей даже для здорового младенца. Более важным является то, что такая процедура таит в себе риск необходимости переливания крови вследствие небольшого общего объема крови у новорожденных младенцев, составляющего 60-70 см³ на 1 кг веса тела. Так, общий объем крови у новорожденных с низким весом при рождении (менее 2500 г), выхаживаемых в специальных отделениях интенсивной терапии, составляет 45-175 см³. Вследствие небольшого объема крови и задержки в воспроизводстве эритроцитов после рождения, взятие образцов крови у таких младенцев и других больных младенцев часто вызывает у них необходимость переливания крови. Согласно правилам использования запасов крови банк крови для переливания новорожденным младенцам в отделениях интенсивного ухода за новорожденными используется во вторую очередь только после использования в кардиохирургии с рассечением грудной клетки. Помимо новорожденных инвазивная техника является также осо бенно травмирующей и/или трудноосуществимой для детей, пожилых пациентов, пациентов с ожогами и для пациентов, находящихся в отделениях специального ухода.

Между результатами лабораторных анализов и результатами врачебного обследования существует иерархическое взаимоотношение. Различие между результатами врачебного обследования пациента и результатами лабораторных анализов являются следствием технических ограничений. Например, при диагнозе анемия (низкое содержание в крови гемоглобина) часто требуется определить концентрацию гемоглобина или гематокритное число для того, чтобы подтвердить наблюдаемую при этом бледность кожного покрова. Бледность - это отсутствие розового цвета кожи, что часто сигнализирует об отсутствии или пониженной концентрации гемоглобина, содержащего темно-красный пигмент. Однако в некоторых случаях бледность может возникать и по другим причинам, таким как сужение периферических сосудов или пигментация кожи. Поскольку некоторые части кожного покрова меньше зависят от этих факторов, то клиницисты считают, что бледность, связанная с анемией, может быть более точно определена в слизистой оболочке рта, конъюнктивной оболочке глаз, губах и ложе ногтей. Устройство, способное быстро и неинвазивно количественно определить концентрацию гемоглобина непосредственно по обследованию одной или нескольких названных областей, устранило бы необходимость взятия образца венозной крови для подтверждения диагноза анемии. Такое устройство устранило бы также необходимость ожидания результатов лабораторного исследования. Такое устройство также имеет преимущество в дополнительном комфорте для пациента.

Мягкие ткани, такие как слизистая оболочка рта или непигментированная кожа, не поглощают световых лучей в видимой и близкой к инфракрасной области спектра, т. е. они не поглощают световых лучей в той спектральной области, в которой поглощает световые лучи гемоглобин. Это позволяет дифференцировать васкуляризацию по спектральной полосе поглощения от находящихся на заднем плане мягких тканей. Однако поверхность мягких тканей сильно отражает световые лучи, а сами мягкие ткани эффективно рассеивают световые лучи на глубине проникновения всего 100 мкм. Следовательно, визуализация кровообращения ίη νίνο является трудной вследствие плохого разложения на составляющие части и обычно практически неосуществимой вследствие сложностей, связанных с компенсацией многократного рассеяния световых лучей и зеркального отражения от поверхности. По этой причине исследования по визуализации клеток при микрокровообращении проводились почти исключительно инвазивным путем, с использованием тонких (тол щиной меньше расстояния многократного рассеяния) участков тканей с микрокровообращением, таких как брыжейка, которая может быть видна под микроскопом в свете, прошедшем через эту область тканей. В других исследованиях проводились эксперименты по получению изображения тканей из области в пределах глубины многократного рассеяния световых лучей посредством временной селекции (см. Υοάΐι. А. и В. Сйапсе. Рйу81С8 Тобау. 1995. март, с. 34-40). Однако разрешающая способность таких изображений ограничена вследствие рассеяния световых лучей, а расчет коэффициента рассеяния является сложным.

Спектрофотометрия включает в себя анализ, основанный на поглощении или ослаблении электромагнитного излучения веществом при определенной длине световой волны. Приборы, используемые при таком анализе, называются спектрофотометрами. Простой спектрофотометр включает источник излучения, такой, например, как электрическая лампа, средства спектральной селекции, такие как монохроматор, содержащий призму, дифракционную решетку или цветной светофильтр, и один или более детектор (измерительный преобразователь), такой, например, как фотоэлемент, измеряющий количество света, проходящего через образец и/или отраженного образцом в выбранной спектральной зоне.

В непрозрачных образцах, таких как твердые вещества или сильно поглощающие растворы, можно измерить излучение, отраженное от поверхности образца, и сравнить его с излучением, отраженным от непоглощающего или белого образца. В том случае, если интенсивность отражения выражается в виде функции длины волны, то получают спектр отражения. Спектры отражения обычно используют при подборе цветов окрашенных тканей или поверхностей. Однако ввиду ограниченного диапазона измерений и неточности отражательная спектрофотометрия главным образом используется в качественном, а не в количественном анализе. С другой стороны, спектрофотометрия в проходящих лучах обычно используется в количественном анализе, поскольку в этом случае может быть использован закон Бэра (обратная линейная зависимость логарифма измеренной интенсивности от концентрации).

Отражательная спектрофотометрия обычно не используется в количественном анализе, поскольку зеркально отраженный от поверхности свет ограничивает имеющийся контраст (отношение черного к белому или сигнала к шуму) и, следовательно, диапазон измерения и линейность. Вследствие поверхностных эффектов измерения обычно осуществляют под углом к поверхности. Однако только в особом случае ламбертовской поверхности интенсивность отражения не будет зависеть от угла наблюдения. Свет, отраженный от ламбертовской поверхности, кажется одинаково ярким во всех направ5 лениях (закон косинуса). Однако хорошую ламбертовскую поверхность трудно получить. Обычная отражательная спектрофотометрия представляет даже более сложную зависимость между интенсивностью отраженного света и концентрацией, по сравнению с существующей зависимостью для спектрофотометрии в проходящих лучах, следующей закону Бэра. Согласно теории Кубелка-Манка (КиЬе1ка-Мипк (Неогу). используемой в отражательной спектрофотометрии, интенсивность отраженного света может быть косвенно связана с концентрацией через отношение поглощения к рассеянию.

Производились исследования некоторых изображений в отраженном свете микрокровообращения ложа ногтей пациентов, страдающих болезнью Рейно, диабетом и серповидноклеточной болезнью. Такие исследования производились с целью получения экспериментальных данных относительно плотности капилляров и скорости течения крови и ограничивались общими физическими измерениями на капиллярах. Никаких спектральных или индивидуальных цитологических измерений не проводилось. Для определения скорости использовалась методика измерений на основе доплеровского сдвига частоты. Используемая в этих исследованиях неинвазивная процедура может быть использована для большинства пациентов в комфортабельных условиях.

В патенте И8 4998533 на имя Винкельмана описано одно неинвазивное устройство для анализа ίη νίνο. Устройство Винкельмана использует анализ изображения и отражательную спектрофотометрию для измерения параметров отдельных клеток, таких как размер клетки. Измерения проводят лишь внутри мелких кровеносных сосудов, таких как капилляры, где могут быть видны индивидуальные клетки. Поскольку устройство Винкельмана осуществляет измерение только в капиллярах, то эти измерения не могут точно отражать измерения для крупных кровеносных сосудов. Неточность измерения является результатом постоянного изменения отношения объема клеток к объему крови в мелких капиллярах вследствие характерной для крови неньютоновской вязкости. Следовательно, устройство Винкельмана не способно измерить среднее или истинное гематокритное число или общую концентрацию гемоглобина, зависящие от отношения объема эритроцитов к объему крови в целом в крупных кровеносных сосудах, таких как вена.

Устройство Винкельмана измеряет число лейкоцитов относительно числа эритроцитов подсчетом индивидуальных клеток при их течении через микрокапилляры. Устройство Винкельмана зависит от накопления статистически достоверного числа лейкоцитов при определении концентрации. Однако кровь, текущая через микрокапилляры, содержит приблизительно 1000 эритроцитов на каждый один лейкоцит, что делает такой способ практически неприемлемым. Устройство Винкельмана не обеспечивает каких-либо средств для визуализации и подсчета тромбоцитов. Помимо этого, оно не обеспечивает каких-либо средств для визуализации капиллярной плазмы или для определения количественного состава капиллярной плазмы. Устройство Винкельмана не обеспечивает также средств для обнаружения патологических составляющих крови, таких как опухолевые клетки.

Таким образом, в данной области существует потребность в устройстве, обеспечивающем целиком неинвазивный ίη νίνο анализ сосудистой системы. Существует потребность в устройстве, которое осуществляло бы визуализацию с высокой разрешающей способностью компонентов кровяных клеток (эритроцитов, лейкоцитов и тромбоцитов); реологии крови; кровеносных сосудов и васкуляризации в сосудистой системе. Кроме того, существует потребность в таком устройстве, которое позволило бы осуществлять количественный анализ кровяных клеток, нормальных и патологических клеток и плазмы.

Сущность изобретения

Вышеуказанная техническая задача решена предложенными способом измерения характеристик поглощающего объекта и устройством для его осуществления. Область применения предложенных способа и устройства охватывает исследования оптических характеристик подповерхностных объектов ίη νίνο и ίη νίΐτο. Предпочтительной областью применения являются неинвазивные исследования в сосудистой системе живых организмов ίη νίνο.

Достигаемый в изобретении технический результат состоит, в частности, в создании средства быстрого неинвазивного измерения клинически важных параметров полного анализа крови с дифференциальным подсчетом клеток крови. Это обеспечивает немедленное получение результатов исследования. Поэтому изобретение можно использовать для исследований и диагностики непосредственно в лечебном учреждении.

Настоящее изобретение исключает инвазивный забор крови на анализ. Это устраняет болевые ощущения и трудности, связанные со взятием крови у новорожденных, детей, пожилых пациентов, пациентов с ожогами и пациентов, помещенных в специальные терапевтические отделения. Преимуществом настоящего изобретения является также исключение риска заражения СПИДом, гепатитом и другими заболеваниями, передаваемыми через кровь.

Изобретение позволяет достичь снижения общих затрат за счет исключения расходов на транспортировку, обработку и ликвидацию образцов крови, которые возникают при использовании общепринятых инвазивных методов.

В изобретении также достигается существенное расширение рабочего диапазона и точности отражательной спектрофотометрии. Оно, кроме того, позволяет использовать простую взаимосвязь между концентрацией и интенсивностью излучения.

Еще одним достоинством настоящего изобретения является обеспечение улучшенной визуализации отраженных изображений любого объекта и качественного и количественного анализа этих отраженных изображений.

Благодаря вышеперечисленным техническим достоинствам, изобретение, в частности, обеспечивает

- возможность осуществления количественного анализа форменных элементов крови (эритроцитов, лейкоцитов и тромбоцитов);

- возможность количественного анализа неформенных компонентов крови, таких как капиллярная плазма;

- возможность измерений объемного содержания или концентрации, например, для гемоглобина и гематокрита, а также содержания кровяных клеток посредством использования спектральных изображений участков сосудистой системы в отраженных лучах;

- возможность визуализации кровяных клеток, кровеносных сосудов и капиллярной плазмы в виде изображения с последующим выделением анализируемого изображения;

- возможность определения таких характеристик крови, как объемная концентрация гемоглобина в крови, число лейкоцитов в единице объема крови, средний объем эритроцитов, среднеклеточная концентрация гемоглобина, число тромбоцитов в единице объема крови и гематокритное число, посредством получения спектральных изображений крови в отраженных лучах.

Техника кросс-поляризации по настоящему изобретению может быть использована в любых аналитических целях, ίη νίνο или ίη νίίτο, требующих оптических измерений или визуальных наблюдений характеристик объекта в отраженных лучах.

Предложенный способ измерения характеристик поглощающего объекта применим к объектам, расположенным внутри тела и под его поверхностью. Этот способ предусматривает направление светового излучения, поляризованного в первой плоскости, на поверхность тела и пропускание светового излучения, отраженного от подповерхностной области тела, расположенной за измеряемым объектом, через анализатор со второй плоскостью поляризации, практически перпендикулярной первой плоскости поляризации. Отраженное излучение, прошедшее через анализатор, обнаруживают (регистрируют) и далее проводят измерение характеристик объекта как функции отношения между интенсивностью отраженного излучения, поглощенного измеряемым объектом, и интенсив ностью отраженного излучения, не поглощенного измеряемым объектом.

В предпочтительном варианте измерение характеристик объекта осуществляют путем обнаружения отраженного излучения с первой длиной волны, поглощаемой измеряемым объектом, и отраженного излучения со второй длиной волны, не поглощаемой измеряемым объектом, и определения отрицательного логарифма частного от деления интенсивности излучения с первой длиной волны на интенсивность излучения со второй длиной волны. При этом излучение с первой и второй длиной волны можно получать пропусканием отраженного излучения через первый и второй фильтры длин волн, соответственно.

Обнаруженное отраженное излучение может быть представлено в виде изображений измеряемого объекта. В этом случае из изображения измеряемого объекта предпочтительно выделяют подлежащее анализу изображение.

Как указано выше, в предпочтительном случае использования способа указанное тело содержит капиллярно-сосудистую систему живого организма, а измеряемый объект представляет собой кровь, находящуюся в сосуде указанной капиллярно-сосудистой системы.

При этом для отделения движущейся части изображения от стационарной части изображения получают изображения одного и того же участка сосуда в первый и второй моменты времени и вычитают первое изображение из второго изображения.

Для спектрального разделения получаемых изображений первая длина волны может устанавливаться равной 550 нм, а вторая длина волны - 650 нм.

Выделение подлежащего анализу изображения можно проводить с использованием критерия пространственной частоты клеток крови.

В частном случае применения способа измеряемой характеристикой является объемная концентрация гемоглобина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения. В других случаях измеряемыми характеристиками являются гематокритное число, определяемое через объем клеток на единицу объема крови, объемная концентрация гемоглобина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения, и средний объем эритроцитов.

Измеряемой характеристикой также может являться объемная концентрация билирубина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения. В этом случае первую длину волны задают равной 450 нм, а вторую длину волны - 600 нм.

Предложенное устройство для осуществления вышеописанного способа содержит источник света для освещения поглощающего объекта, расположенного под поверхностью тела, поляризатор для поляризации излучения источника света, детекторное средство (первичный измерительный преобразователь) для обнаружения излучения, отраженного от подповерхностной области тела, и анализатор, расположенный на пути указанного отраженного излучения между объектом и детекторным средством, плоскость поляризации которого перпендикулярна плоскости поляризации указанного поляризатора. Устройство также снабжено средством измерения характеристик отраженного излучения, обнаруженного детекторным средством, как функции отношения между интенсивностью отраженного излучения, не поглощенного указанным объектом, и интенсивностью отраженного излучения после поглощения указанным объектом. Это средство связано с выходом детекторного средства и может быть выполнено, например, в виде компьютерной системы.

Устройство может дополнительно содержать расщепитель луча, установленный с обеспечением образования пути излучения между указанным источником света и освещенным объектом и пути излучения для передачи изображения объекта в лучах, отраженных от освещаемого объекта на глубине, меньшей длины многократного рассеяния.

Детекторное средство может представлять собой камеру, улавливающую изображение объекта в отраженных лучах, или фотодетектор.

В предпочтительном варианте применения устройства освещаемым объектом является кровь, а детекторное средство включает средство улавливания изображения крови в лучах, отраженных от освещаемой крови на глубине, меньшей длины многократного рассеяния, и распространяющихся вдоль пути отраженного излучения между освещаемой кровью и средством улавливания изображения.

Устройство может содержать дихроичное зеркало, установленное на пути отраженного излучения между анализатором и детекторным средством с обеспечением разделения изображения объекта в отраженных лучах, пропускания первой части отраженного излучения к указанному детекторному средству и отражения второй части отраженного излучения, а также дополнительное средство улавливания изображения, установленное с возможностью улавливания второй части отраженного излучения.

Такое устройство может дополнительно содержать первое средство спектральной селекции, расположенное на пути отраженного излучения между дихроичным зеркалом и средством улавливания изображения и выделяющее длину волны, например, 550 нм, и второе средство спектральной селекции, расположенное на пути отраженного излучения между дихроичным зеркалом и дополнительным средством улавливания изображения и выделяющее длину волны, например, 650 нм.

Устройство может дополнительно иметь линзу объектива, расположенную между поляризатором и объектом, при этом детекторное средство может быть расположено в плоскости увеличенного изображения линзы объектива.

Устройство также может дополнительно иметь средство разделения отраженного излучения, например, дихроичный сепаратор, установленное на пути отраженного излучения между анализатором и детекторным средством с обеспечением разделения излучения, отраженного от освещаемого объекта, пропускания первой части отраженного излучения к указанному детекторному средству и отражения второй части отраженного излучения, и дополнительное детекторное средство, установленное с возможностью обнаружения второй части отраженного излучения.

Если устройство содержит средства создания и обработки изображений, средство измерения характеристик отраженного излучения, обнаруженного детекторным средством, может быть выполнено в виде средства корректирования и анализа изображения, связанного со средством улавливания изображения.

Перечень фигур чертежей

Настоящее изобретение иллюстрируется с ссылкой на прилагаемые чертежи. На этих чертежах одинаковые цифры обозначают идентичные или функционально подобные элементы. Дополнительно в числовых обозначениях элементов устройства, присутствующих на чертежах, самая левая цифра (цифры) соответствует номеру чертежа, на котором это обозначение указано впервые.

На фиг. 1 показана блок-схема одного из воплощений способа по настоящему изобретению;

на фиг. 2 - блок-схема воплощения настоящего изобретения с получением изображения объекта сосудистой системы человека;

на фиг. 3 - блок-схема, иллюстрирующая стадию 220, изображенную на фиг. 2;

на фиг. 4 - блок-схема, иллюстрирующая стадию 230, изображенную на фиг. 2;

на фиг. 5 - схема под названием Схема диагностики гематологических нарушений;

на фиг. 6А - модель выполнимости изобретения;

на фиг. 6В - структурная схема модели выполнимости изобретения, показанной на фиг. 6А;

на фиг. 7 - более детальная иллюстрация гидродинамически фокусированного потока клеток, показанного на фиг. 6А;

на фиг. 8А - таблица, обобщающая совпадение между результатами, полученными в лабораторных условиях на приборе СоиНег, и результатами, полученными посредством модели выполнимости изобретения;

на фиг. 8В - график, иллюстрирующий сравнительное определение гемоглобина при различной степени анемии (содержание гемоглобина в г/дл как функция процентного отношения объема потери крови к общему объему крови);

на фиг. 8С - график, иллюстрирующий сравнительное определение гемоглобина у 23 здоровых человек;

на фиг. 9 - изображение эритроцитов и тромбоцитов, полученное посредством модели выполнимости изобретения;

на фиг. 10 - интересующая область вокруг фона (область А), используемая в качестве опорного уровня интенсивности, и интересующая область внутри потока (область В);

на фиг. 11 - кривая зависимости оптической плотности от концентрации билирубина;

на фиг. 12 - отражательный спектрофотометр, стабилизированный прерывателем;

на фиг. 13 - результаты измерения отражательной способности лейкоферезной плазмы в зависимости от длины волны падающего света;

на фиг. 14 - изображение образца лейкозной крови, полученное посредством модели выполнимости изобретения;

на фиг. 15А - блок-схема, иллюстрирующая одно из воплощений устройства ίη νίνο;

на фиг. 15В - дальнейшая детализация устройства ίη νίνο, приведенного на фиг. 15 А;

на фиг. 16 - блок-схема компьютерной системы, пригодной для использования в настоящем изобретении;

на фиг. 17 А и 17В - воплощение настоящего изобретения для использования при диагностике человека;

на фиг. 18А - чернильный черный крест, видимый в обычном отраженном свете;

на фиг. 18В - чернильный черный крест, видимый в отраженном свете при использовании кросс-поляризации согласно настоящему изобретению;

на фиг. 19 - построение кривой, иллюстрирующей отражательную спектрофотометрию красителя анилинового красного;

на фиг. 20 - блок-схема одного из воплощений отражательного колориметрического устройства согласно настоящему изобретению.

Сведения, подтверждающие возможность осуществления изобретения

1. Общая часть.

Техника кросс-поляризации по настоящему изобретению может быть использована в любых аналитических целях, ίη νίνο или ίη νίίτο, требующих оптических измерений или визуальных наблюдений отраженных характеристик объекта. Настоящее изобретение относится к способу анализа, в особенности, неинвазивного анализа ίη νίνο объектов сосудистой системы и к устройству для его осуществления. В способе создают изображение части объекта сосудистой системы. Для получения отраженного изображения свет должен пересекать ткани, покрывающие часть, изображение которой создается, без многократного рассеивания. Для получения изображения должны соблюдаться два условия. Во-первых, должен возникать контраст изображения вследствие разницы оптических свойств, таких как характеристики поглощения, показатель преломления или характеристики рассеяния у объекта, изображение которого хотят получить и у его окружения или фона. Во-вторых, световые лучи, которые собирают от этого объекта, должны достигать средство для улавливания практически без рассеивания, т.е. отраженное изображение должно улавливаться с глубины, меньшей длины многократного рассеивания. Под термином изображение подразумевается любое изображение, удовлетворяющее названным выше условиям. Под термином отраженное изображение подразумевается изображение объекта, полученное в отраженном свете. Разрешающая способность, требуемая для улавливания изображения, диктуется пространственной гомогенностью отображаемой области. Например, отраженное изображение индивидуальных кровяных клеток требует высокой разрешающей способности. В то же время изображение крупных кровеносных сосудов может быть получено при низкой разрешающей способности. Для заключения, основанного на бледности кожных покровов, пригодным является изображение, требующее очень низкой разрешающей способности.

Таким образом, ткани, покрывающие часть, изображение которой получают, предпочтительно являются прозрачными для световых лучей и относительно тонкими, например, такими как слизистая оболочка на внутренней стороне губы человека. Под термином свет обычно подразумевается электромагнитное излучение любой длины волны, включая инфракрасную, видимую и ультрафиолетовую область спектра. Особенно предпочтительной является область спектра, соответствующая относительной прозрачности тканей, таким как область видимых и близких к инфракрасным длин волн. Должно быть понятно, что для целей настоящего изобретения свет может быть когерентным и некогерентным светом, а освещение может быть постоянным и пульсирующим.

Отраженное изображение корректируют для получения скорректированного отраженного изображения. Корректирование отраженного изображения осуществляют, например, для выделения длин волн, представляющих особый интерес, или для выделения движущейся части изображения от стационарной части изображения. Скорректированное отраженное изображение сегментируют для получения анализируемого изображения. Подлежащее анализу изображение затем анализируют в отношении интересующих характеристик сосудистой системы объекта.

Способ согласно настоящему изобретению может быть использован для анализа крупных кровеносных сосудов, мелких кровеносных сосудов и капиллярной плазмы. Термин крупный сосуд относится к сосуду кровеносной системы достаточного размера для течения через него бок-о-бок множества эритроцитов. Термин мелкий сосуд относится к сосуду кровеносной системы такого размера, что эритроциты протекают через него практически в один ряд друг за другом гуськом. Как ниже объясняется более детально, в настоящем изобретении используют отражение световых лучей, а не их пропускание, для получения изображения, подлежащего анализу. Таким образом, изображение получается при взгляде на сосудистую систему, а не при взгляде через сосудистую систему. Измерение количественного содержания в единице объема или концентрации может быть осуществлено непосредственно по изображению.

При использовании способа по настоящему изобретению для получения отраженного спектрального изображения крупных сосудов может быть непосредственным образом осуществлено определение гемоглобина (НЬ), гематокритного числа (Нс!) и подсчет лейкоцитов (\УВС). При использовании способа по настоящему изобретению для получения отраженного спектрального изображения мелких кровеносных сосудов может быть непосредственно осуществлено определение среднего объема эритроцитов (МСУ), среднеклеточной концентрации гемоглобина (МСНС) и подсчет тромбоцитов (РН).

Для осуществления способа по настоящему изобретению используют источник света для освещения части объекта сосудистой системы, изображение которого требуется получить. Отраженный свет улавливают средством улавливания изображения, под которым подразумевают приспособление, способное улавливать (фиксировать, записывать) изображение, как оно здесь определено. Подходящее средство для улавливания изображения может включать, но не ограничиваясь только названным, камеру, пленочный носитель информации, фотоэлемент, фотодиод и камеру на основе ПЗС-матрицы. Средство коррекции и анализа изображения, такое как компьютер, связано со средством для улавливания изображения для осуществления коррекции изображения, выделения из изображения требуемой сцены и анализа характеристик крови.

Корректирование изображения может являться полихроматическим, использующим первичную длину волны и одну или более вторичную длину волны. Например, для осуществления бихроматического корректирования отраженное изображение разделяют на две части. Это может быть осуществлено посредством средства для разделения изображения, такого как дихроическое зеркало. В этом случае одно средство для улавливания изображения используют для улавливания части изображения, про шедшего через дихроическое зеркало, и одно средство для улавливания изображения используют для улавливания части изображения, отраженного дихроическим зеркалом. Средства для корректирования и анализа, связанные с обоими средствами для улавливания изображения, осуществляют корректирование одной части изображения относительно другой части изображения с получением при этом скорректированного изображения.

Для осуществления настоящего изобретения, предпочтительно, используют кроссполяризаторы (поляризаторы со скрещенными плоскостями поляризации). Один поляризатор помещают на пути следования света между световым источником и освещенной частью объекта сосудистой системы. Второй поляризатор или анализатор располагают на пути следования отраженного света между освещенной частью и средством для улавливания изображения. Второй поляризатор имеет плоскость поляризации, ориентированную под углом 90° относительно плоскости поляризации первого поляризатора. Конфигурация кросс-поляризатора улучшает сбор световых лучей, взаимодействующих с освещенной частью объекта сосудистой системы и тканью посредством исключения световых лучей только лишь отраженных, но не полностью провзаимодействовавших с освещенной частью. Вследствие этого, световые лучи, не несущие информации об освещенном объекте, исключаются. Таким образом, контрастность изображения у отраженного изображения значительно увеличивается, улучшая при этом визуализацию освещенной части.

Техника кросс-поляризации по настоящему изобретению может быть использована в любом случае, где требуются оптические измерения или визуализация наблюдаемых отраженных характеристик объекта. Кроссполяризаторы согласно данному изобретению могут быть использованы для расширения рабочей области и позволяют использовать простую взаимосвязь между интенсивностью и концентрацией для аналитических приборов, улавливающих разницу в интенсивности отражения. Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть использована в таких областях, как контроль партии красителя, контроль окраски ткани, испытание на отслаивание с использованием бумаги, пленки или латекса, бороскопические или ортоскопические исследования.

2. Способ по настоящему изобретению.

Для того чтобы заглянуть внутрь объекта посредством отраженного света, свет должен быть направлен с задней стороны объекта и взаимодействовать с объектом ниже уровня поверхности. При использовании отраженного изображения следует учитывать два свойства: 1) поглощение света внутри объекта и 2) рассеивание света внутри объекта. Отраженное изобра15 жение представляет собой трехмерное изображение, имеющее площадь и глубину проникания. Глубину проникания или длину пути света контролируют тремя параметрами: 1) длиной световой волны, 2) размером частиц, с которыми взаимодействует свет и 3) показателем преломления. При постоянных величинах названных трех параметров глубина проникания является также постоянной величиной. Следовательно, измерение на единицу площади в таком отраженном изображении пропорционально измерению на единицу объема, поскольку глубина проникания является постоянной величиной. При постоянном третьем размере (глубине) измерения площади равны объемному измерению.

На фиг. 1 показана блок-схема 100 одного из воплощений способа по настоящему изобретению для анализа отраженного спектрального изображения. Блок-схема 100 иллюстрирует способ превращения первоначального отраженного изображения 110 в результат 140. Под первоначальным отраженным изображением подразумевают отраженное изображение перед использованием корректирующей функции 115.

Корректирующая функция 115 приклады вается к первоначальному изображению 110 для получения скорректированного отраженного изображения 120. Корректирующая функция 115 нормализует первоначальное отраженное изображение 110 относительно фона изображения. Согласно одному из воплощений корректирующая функция 115 осуществляется посредством бихроматической коррекции. При бихроматической коррекции выбираются две длины волны λ₁ и λ₂. Вычитанием изображения λ₁ из изображения λ₂ аннулируются все параметры, одинаково влияющие как на λ1, так и на λ2, и таким образом исключаются из результирующего (λ₁-λ₂) изображения. Результирующее (λ₁-λ₂) изображение включает в себя влияние только тех параметров, которые влияют по-разному на λ1 и λ2.

Согласно другому воплощению корректирующая функция 115 осуществляется посредством коррекции по скорости. Для коррекции по скорости получают скорректированное отраженное изображение 120 по разности между первоначальным отраженным изображением 110 в момент времени ίο и в момент времени ί₁. С этой целью должны быть предусмотрены средства, вызывающие пульсацию света и/или обтюрацию средства для улавливания изображения, такого как камера, для получения двух различных во времени изображений. Коррекция по скорости позволяет выделять движущуюся часть первоначального отраженного изображения 110 из стационарной части первоначального отраженного изображения 110. Таким образом получают скорректированное отраженное изображение 120, содержащее либо движущуюся часть, либо стационарную часть первоначального отраженного изображения 110.

Сегментирующую функцию 125 используют для скорректированного отраженного изображения 120 с получением изображения 130, подлежащего анализу. Сегментирующая функция 125 сегментирует или выделяет интересующее изображение из скорректированного отраженного изображения 120 с получением изображения 130, подлежащего анализу. Анализирующую функцию 135 используют для подлежащего анализу изображения 130 с получением результата 140. Интересующее изображение, сегментированное посредством сегментирующей функции 125, может зависеть от вида анализа, производимого анализирующей функцией 135. Таким образом, скорректированное отраженное изображение 120 может содержать много интересующих видов, сегментированных поразному различными сегментирующими функциями.

На фиг. 2 показана блок-схема 200 способа по настоящему изобретению для случая получения отраженного спектрального изображения объекта сосудистой системы. На стадии 210 получают изображение части объекта сосудистой системы с получением первоначального отраженного изображения 110 (см. фиг. 1). Ткани, покрывающие отображаемую часть, должны быть пересечены светом для получения отраженного изображения, исключая многократное рассеяние. Отраженное изображение является полученным практически от одного рассеяния отраженного света. Ткани, покрывающие изображенную часть, должны быть прозрачными для света. Особенно подходящими тканями являются слизистые оболочки из различных частей человеческого организма, таких как нос, рот, конъюнктива, прямая кишка и влагалище. Альтернативно, в случае недоношенных младенцев, сама их кожа обладает достаточной светопрозрачностью. Внутренняя часть губы человека представляет собой подходящую область для получения изображения части объекта сосудистой системы человека. В этом случае свет от светового источника проникает через слизистую оболочку с получением первоначального отраженного изображения микрососудистой системы. Микрососудистая система содержит как крупные, так и мелкие кровеносные сосуды. С этой точки зрения она представляет собой кровеносные сосуды всей сосудистой системы. Первоначальное отраженное изображение микрососудистой системы внутренней части губы образуется на глубине приблизительно от 50 до 500 мкм. Альтернативно, изображение микрососудистой системы может быть получено под кожными тканями, такими как находящиеся на пальце руки или стопы человека.

На стадии 220 первоначальное отраженное изображение подвергают коррекции с образованием при этом скорректированного отраженно17 го изображения 120. Например, первоначальное отраженное изображение 110 подвергают корректирующей функции 115 для его нормализации относительно фона. Для устранения влияния интенсивности света, глубины и угла направления света от скорректированного отраженного изображения может быть использована полихроматическая корректировка, такая как бихроматическая коррекция. Полихроматическая коррекция может исключить влияние пигментации тканей, через которые проходит свет для освещения части сосудистой системы, изображение которой требуется получить. Пигментация тканей влияет на некоторые длины волн одинаково, поэтому при использовании полихроматической коррекции влияние пигментации тканей устраняется. Для изъятия движущихся клеток из стационарного фона может быть использована коррекция по скорости отдельно сама по себе или в сочетании с полихроматической коррекцией.

На стадии 230 из скорректированного отраженного изображения 120 сегментируют изображение с получением изображения 130, подлежащего анализу. Его получают таким образом, чтобы оно содержало материал для анализа сосудистой системы исследуемого объекта. Например, подлежащей анализу характеристикой может быть такая характеристика, которая используется для анализа крупных сосудов, например, объемная концентрация гемоглобина в крови, число лейкоцитов в единице объема крови. Для получения таких характеристик подлежащее анализу изображение 130 формируют таким образом, чтобы оно содержало крупные кровеносные сосуды. В качестве другого примера подлежащей анализу характеристикой может быть такая, которую используют для анализа мелких кровеносных сосудов. Например, такая как число тромбоцитов в единице объема крови или объемная концентрация в крови компонентов капиллярной плазмы, таких как билирубин. Для получения этих характеристик подлежащее анализу изображение формируют таким образом, чтобы оно содержало мелкие сосуды. На стадии 240 анализируют подлежащее анализу изображение 130 с использованием анализирующей функции 135 для характеристики сосудистой системы объекта.

Согласно альтернативному варианту воплощения способа по изобретению изображение может быть сегментировано из первоначального отраженного изображения и скорректировано для получения изображения, подлежащего анализу. Способ по настоящему изобретению может быть также осуществлен без использования корректирующей функции таким образом, что подлежащее анализу изображение образовано из первоначального отраженного изображения.

На фиг. 3 показана блок-схема, иллюстрирующая одно из воплощений стадии 220, приведенной на фиг. 2, для использования корректи рования первоначального отраженного изображения 110 с образованием скорректированного отраженного изображения 120. На стадии 302 для первоначального отраженного изображения 110 используют первый длинноволновый фильтр (фильтр, выделяющий длину волны λ₁) с получением первого профильтрованного изображения. На стадии 304 для первоначального отраженного изображения 110 используют второй длинноволновый фильтр (фильтр, выделяющий длину волны λ2) с получением второго профильтрованного изображения. Аналогичным образом могут быть использованы дополнительные длинноволновые фильтры (λ₃, λ₄, λ₅ и т.д.) для получения дополнительных профильтрованных изображений.

На стадии 306 второе профильтрованное изображение вычитается из первого профильтрованного изображения с образованием скорректированного отраженного изображения 120. Благодаря использованию бихроматической коррекции на стадиях 302-306 из первоначального отраженного изображения 110 исключаются такие параметры, которые одинаковым образом влияют как на λ₁, так и на λ₂. Исключенные параметры включают изменения интенсивности света, глубины проникновения, угла падения света и пигментации тканей, покрывающих часть объекта сосудистой системы, изображение которой получено. Скорректированное отраженное изображение, (λ1-λ2) изображение, включает такие параметры, на которые различным образом влияют обе длины волны. Для первоначального отраженного изображения 110 параметрами, которые одинаковым образом влияют на λ₁ и λ₂, являются: интенсивность света, глубина проникновения света и угол падения света. Следовательно, бихроматическая коррекция исключает из первоначального отраженного изображения 110 влияние изменения интенсивности света, глубины проникновения света и угла падения света при получении скорректированного отраженного изображения 120.

Стадию 306 преимущественно осуществляют согласно закону Бэра, т.е. при условии, что логарифм интенсивности отраженного света скорректированного изображения 120 обратно пропорционален концентрации компонента, такого как гемоглобин, в скорректированном отраженном изображении. Согласно закону Бэра отрицательный логарифм измеренной интенсивности отраженного света линейно зависит от концентрации. Согласно одному из воплощений способа по изобретению стадию 306 осуществляют таким образом, что логарифм второго профильтрованного изображения вычитают из логарифма первого профильтрованного изображения при получении скорректированного отраженного изображения 120. В этом случае логарифм интенсивности отраженного света скорректированного отраженного изображения 120 пропорционален концентрации в скорректированном отраженном изображении. Согласно альтернативному воплощению способа стадию 306 осуществляют таким образом, что скорректированное отраженное изображение 120 получают определением отрицательного логарифма частного от деления первого профильтрованного изображения на второе профильтрованное изображение. В этом случае также логарифм интенсивности отраженного света скорректированного отраженного изображения пропорционален концентрации в скорректированном отраженном изображении.

При правильном выборе λ₁ и λ₂ возможно нормализовать скорректированное отраженное изображение 120 таким образом, что все, что остается внутри изображения, является тем, что пропорционально концентрации гемоглобина. Для этого одна длина волны, такая как λ₁, должна являться длиной волны, поглощаемой гемоглобином. Кровь сосудистой системы человека состоит из артериальной крови и венозной крови. Артериальная кровь является кровью, содержащей гемоглобин, обогащенный кислородом (оксигемоглобин), для доставки его из легких к другим частям тела. Венозная является кровью, содержащей гемоглобин, обедненный кислородом (дезоксигемоглобин), для поступления ее из других частей тела в легкие для обогащения кислородом. Артериальная и венозная кровь различаются по окраске. Различие в окраске может быть использовано для определения степени насыщения крови кислородом (О₂). Различие цвета оксигемоглобина и дезоксигемоглобина может быть использовано для обнаружения этих комплексов гемоглобина. Другие комплексы гемоглобина, такие как карбоксигемоглобин (в случае отравления окисью углерода) или гликозилированный гемоглобин (комплекс глюкозы и гемоглобина, регистрируемый при диабете) имеют спектральные различия, позволяющие их измерение.

Существуют только определенные длины волн, одинаково поглощаемые как артериальной, так и венозной кровью. Длина волны, которая одинаково поглощается как артериальной, так и венозной кровью называется изобестической точкой. Одна такая изобестическая точка для гемоглобина расположена при 546 нм. В предпочтительном варианте воплощения способа по изобретению значение λ1 выбирают таким образом, чтобы оно располагалось вблизи от центра полосы поглощения для гемоглобина и вблизи или в изобестической точке. Подходящим значением λ₁ является 550 нм. В этом случае концентрация гемоглобина может быть определена по отраженному спектральному изображению крупного сосуда независимо от того, является ли он артерией, несущей артериальную кровь, или веной, несущей венозную кровь.

Другая длина волны, называемая пустой, такая как λ2, должна быть длиной волны, которая не поглощается гемоглобином. λ2 выбирают таким образом, чтобы она располагалась достаточно близко к λ1 для того, чтобы такие параметры, как интенсивность света, глубина проникновения, угол падения света и пигментация ткани одинаково влияли как на λ₂, так и на λ₁. λ₂следует выбирать таким образом, чтобы она располагалась достаточно далеко от λ1 для того, чтобы получить достаточный сигнал для (λ₁-λ₂) изображения. Спектральное расстояние между λ₁ и λ₂ следует выбирать таким образом, чтобы получить достаточный сигнал, не привнося влияния других параметров, перечисленных выше. Для специалиста в данной области должно быть совершенно очевидно, как выбирать соответствующее спектральное расстояние. Подходящее спектральное расстояние между λ1 и λ₂ при измерении гемоглобина соответствует расстоянию между значением первой длины волны 550 нм (поглощаемая длина волны) и значением второй длины волны 650 нм (непоглощаемая длина волны). При таком спектральном расстоянии разница в интенсивности отраженного света является функцией концентрации гемоглобина.

На фиг. 4 приведена блок-схема, иллюстрирующая реализацию стадии 230, показанной на фиг. 2, позволяющую получить сегментированное изображение из скорректированного отраженного изображения 120 для получения изображения 130, подлежащего анализу. На стадии 402 применяется критерий оптической интенсивности для скорректированного отраженного изображения 120 для формирования скорректированного по интенсивности отраженного изображения. Например, критерий оптической интенсивности может использоваться для исключения всех частей скорректированного отраженного изображения, которые имеют оптическую интенсивность, превышающую заданное пороговое значение. И наоборот, критерий оптической интенсивности может использоваться для исключения всех частей скорректированного отраженного изображения, которые имеют оптическую интенсивность, меньшую, чем заданное пороговое значение. В качестве еще одного варианта критерий оптической интенсивности может использоваться для сохранения только тех частей скорректированного отраженного изображения, которые имеют оптическую интенсивность, находящуюся в заданных пределах.

На стадии 404 используют критерий размера для скорректированного по интенсивности отраженного изображения для получения скорректированного как по интенсивности, так и по размеру отраженного изображения. Например, критерий размера может быть использован для изъятия всех тех частей скорректированного по интенсивности отраженного изображения, размеры которых находятся ниже определенного размерного порога. Альтернативно, критерий размера может быть использован для изъятия всех тех частей скорректированного по интенсивности отраженного изображения, размер которых превышает размерный порог. В качестве еще одной альтернативы критерий размера может быть использован для сохранения только тех частей скорректированного по интенсивности отраженного изображения, которые имеют размер внутри определенного предела значений.

На стадии 406 используют критерий формы скорректированного как по интенсивности, так и по размеру отраженного изображения для получения подлежащего анализу изображения 130. Например, критерий формы может быть использован для сохранения только тех частей скорректированного как по интенсивности, так и по размеру отраженного изображения, которые имеют форму, определенную заранее заданным расстоянием от оси. Альтернативно, критерий формы может быть использован для сохранения только тех частей скорректированного как по интенсивности, так и по размеру отраженного изображения, которые имеют характеристики формы, определенные плавно искривленной границей. Например, изгиб границы может быть интегрирован для определения того, как изменяются точки изгиба. При использовании в качестве характеристики формы плавно искривленной границы правильный круг будет иметь характеристику формы, равную единице (1). Если форма части изображения не представляет собой правильный круг, то ее характеристика формы будет иметь значение менее единицы. Чем меньше величина характеристики формы, тем менее плавно искривляются границы части в изображении. Например, часть в изображении, имеющая форму эллипса, будет иметь характеристику формы, приблизительно равную 0,8. В качестве другого примера часть изображения, имеющая удлиненную и тонкую форму, будет иметь характеристику формы, приблизительно равную 0,1. Критерий формы может быть использован для сохранения только тех частей скорректированного по интенсивности и по размеру отраженного изображения, которые имеют характеристику формы в заданных пределах. Альтернативно, критерий формы может быть использован для исключения тех частей скорректированного по интенсивности и по размеру отраженного изображения, которые имеют характеристику формы в заданных пределах.

Стадии 402-406 представляют собой вариант выделения (сегментирования) изображения из скорректированного отраженного изображения 120 для получения изображения 130, подлежащего анализу. Сами по себе стадии 402-406 представляют собой одно из воплощений функции сегментирования 125. Должно быть понят но, что настоящее изобретение не ограничено только этим воплощением. Например, критерий размера также может быть непосредственно использован для корректирования отраженного изображения 120. Для корректирования отраженного изображения 120 также может быть непосредственно использован критерий формы. В качестве еще одного примера могут быть использованы последовательно в любом порядке критерий оптической интенсивности, критерий размера и критерий формы. Для сегментирования изображения из скорректированного отраженного изображения 120 может быть использован и другой подходящий критерий, а настоящее изобретение не ограничено использованием критериев оптической интенсивности, размера и формы. Например, в качестве примера для сегментирования из скорректированного отраженного изображения 120 может быть использован критерий движения. Для определения различия между движущимися частями изображения, такими как клетки крови, и недвижимыми или медленно движущимися частями изображения, такими как ткани, может быть использован критерий движения. Альтернативно, могут быть использованы другие известные специалисту в данной области приемы усиления контрастности изображения и сегментации части изображения, такие как, например, пространственная частота, световой поток, операторы дисперсии и гистограммы интенсивности.

Показанный на фиг. 1-4 способ может быть использован для осуществления неинвазивного ίη νίνο анализа параметров крови при диагностировании и контроле. На фиг. 5, полученной от ХУйИгоЬсХ С11С1шеа1 Нста1о1оду. Νίηΐΐι Εάίίίοη, показана графическая зависимость между тремя элементами диагностики заболеваний крови: 1) анамнезом, 2) данными врачебного обследования и 3) данными лабораторных исследований. На фиг. 5 показано, что между лабораторными результатами и результатами врачебного обследования существует иерархическая зависимость. При быстром и неинвазивном определении концентрации гемоглобина и среднего объема эритроцитов параллельно с врачебным обследованием устраняется необходимость взятия образца венозной крови и необходимость ожидания лабораторных результатов при обследовании пациента.

Аналогичным образом, быстрое и неинвазивное определение числа лейкоцитов может помочь при диагностировании инфекции и/или воспаления. Пациент с лихорадкой может быть обследован для заключения об отклонении от нормы (повышения или понижения) концентрации лейкоцитов.

Кровь состоит из плазмы и форменных элементов и протекает через сосудистую систему по мелким и крупным сосудам, как описано выше. Форменные элементы крови включают эритроциты, лейкоциты и тромбоциты. Термин клетки крови относится к форменным элементам крови и включает эритроциты, лейкоциты и тромбоциты. Объемная концентрация клеток в крови является постоянной для крупных сосудов и представляет собой достоверный показатель концентрации в еще более крупных сосудах сосудистой системы, т. е. достаточно крупных для введения в них иглы при взятии крови. Наоборот, измерение в единице объема (концентрации) в мелких сосудах, в которых эритроциты протекают практически в один ряд друг за другом, не является достоверным предсказателем при определении концентрации в более крупных сосудах, из которых может быть взята кровь введением иглы. Взаимосвязь между концентрацией клеток и объемом крови постоянно изменяется в мелких сосудах и сама по себе не может служить достоверным надежным предсказателем концентрации клеток в более крупных сосудах. Это влияние так изменяется у различных индивидуумов и в различных местах у одного индивидуума, что даже усреднение значений не является достоверным предсказателем для крупных сосудов.

Полный анализ крови (СВС) без дифференциального подсчета лейкоцитов измеряет восемь параметров: 1) гемоглобин (НЬ), 2) гематокритное число (Нс!), 3) число эритроцитов (ВВС), 4) средний объем эритроцитов (МСУ), 5) среднее содержание гемоглобина в клетках (МСН), 6) среднеклеточную концентрацию гемоглобина (МСНС), 7) число лейкоцитов (\УВС) и 8) число тромбоцитов (Р1!). Первые шесть параметров называются здесь эритроцитарными параметрами. Измерения концентрации (измерения на единицу объема крови) необходимы для получения значений для параметров НЬ, Нс!, ВВС, \УВС и Р11. Параметр НЬ представляет собой концентрацию гемоглобина в единице объема крови. Параметр Нс! представляет собой объем клеток на единицу объема крови и может быть выражен в процентах (объем клетки : объем крови) х 100%

Параметр ВВС представляет собой число эритроцитов на единицу объема крови. Параметр \УВС представляет собой число лейкоцитов в единице объема крови. Параметр Р1! представляет собой число тромбоцитов в единице объема крови.

Показатели (индексы) эритроцитов (МСУ, МСН и МСНС) относятся к клеткам и определяют, соответственно, объем среднего эритроцита, а также содержание и концентрацию гемоглобина для среднего эритроцита. Показатели эритроцитов могут быть определены измерением индивидуальных клеток с последующим усреднением полученных результатов измерения. Эритроциты не изменяют своего объема и не теряют гемоглобина при движении по сосудистой системе. Поэтому показатели (индексы) эритроцитов являются постоянными в процессе циркуляции и могут быть достоверно измерены в мелких сосудах. Три вышеназванных показателя эритроцитов связаны уравнением

МСНС = МСН : МСУ

Следовательно, только два показателя эритроцитов являются независимыми переменными.

Для определения значений всех шести параметров эритроцитов, перечисленных выше, нужно учитывать следующие два критерия. Вопервых, три из шести параметров должны быть измерены или определены независимо. Это означает, что каждый из этих трех параметров должен быть измерен или определен без обращения к любому другому из шести параметров. Во-вторых, по меньшей мере, один из этих трех независимо измеренных или определенных параметров должен представлять собой параметр концентрации (в расчете на единицу объема крови). Следовательно, значения шести ключевых параметров могут быть определены тремя независимыми измерениями, по меньшей мере, одно из которых представляет собой измерение концентрации, которое не может быть осуществлено в мелком кровеносном сосуде.

Согласно одному варианту настоящего изобретения параметры НЬ и Нс! непосредственно измеряют по отраженному спектральному изображению крупных кровеносных сосудов, а МСУ непосредственно измеряется по отраженному спектральному изображению мелких кровеносных сосудов. В этом случае три параметра измеряются независимо от других, а два параметра (НЬ и Нс!) представляют собой параметры концентрации, измеряемые в расчете на единицу объема крови следующим образом: НЬ измеряют непосредственно

Нс! измеряют непосредственно

ВВС Нс!: МСУ

МСУ измеряют непосредственно

МСН МСУ х (НЬ : Нс!)

МСНС НЬ : Нс!

В альтернативном варианте изобретения параметр НЬ измеряют по отраженному спектральному изображения крупных сосудов, а МСУ и МСНС измеряют непосредственно по отраженному спектральному изображению мелких сосудов. Таким образом, три параметра измеряют независимо от других, а один из параметров (НЬ) представляет собой параметр концентрации, который измеряют в расчете на единицу объема крови. В таком альтернативном варианте воплощения шесть параметров эритроцитов, названных выше, могут быть определены следующим образом:

НЬ измеряют непосредственно

Нс! НЬ:МСНС

ВВС НЬ : (МСУ х МСНС)

МСУ измеряют непосредственно

МСН МСУ х МСНС

МСНС измеряют непосредственно

Измерение концентрации осуществляют в расчете на единицу объема. Как уже рассмотрено выше, измерения, произведенные в расчете на единицу площади, пропорциональны измерениям, произведенным на единицу объема (объемные измерения при постоянной глубине), если глубина проникания постоянна. Глубина проникания является функцией длины волны, размера частиц, с которыми взаимодействует свет, и показателя преломления. Для крови размер частиц и показатель преломления являются практически постоянными. Следовательно, глубина проникания для определенной длины волны является постоянной.

Гемоглобин является главным компонентом эритроцитов. Он представляет собой белок, служащий переносчиком при транспортировании кислорода и двуокиси углерода по сосудистой системе. Гемоглобин поглощает свет при определенной поглощаемой длине волны, такой как 650 нм, и не поглощает свет при другой непоглощаемой длине волны, такой как 650 нм. Согласно закону Бэра, логарифм измеренной интенсивности проходящего света связан с концентрацией линейной обратной зависимостью. Как объясняется более подробно в разделе 4 описания, устройство согласно настоящему изобретению выполнено таким образом, что интенсивность отраженного света изменяется согласно закону Бэра. Предполагая, что закон Бэра в данном случае применим, концентрация гемоглобина в конкретном образце крови линейно связана с отрицательным логарифмом интенсивности света, отраженного гемоглобином. Чем больше света с длиной волны 550 нм, поглощенного образцом крови, тем ниже интенсивность отраженного света при длине волны 550 нм и тем выше концентрация гемоглобина в таком образце. Концентрация гемоглобина может быть определена на компьютере по отрицательному логарифму измеренной интенсивности отраженного света при поглощаемой длине волны, такой как 550 нм. Следовательно, при измерении интенсивности отраженного света от конкретного образца крови может быть непосредственно определена концентрация в крови таких компонентов, как гемоглобин.

а. Количественное измерение концентрации крови.

Способ, представленный на фиг. 1-4, может быть использован для осуществления неинвазивного ίη νίνο количественного анализа концентрации НЬ и Нс! крови. Например, может быть получено изображение микрососудистой системы, расположенной под слизистой оболочкой внутренней части губы человека для получения первоначального отраженного изображения. Для измерения НЬ первоначальное отраженное изображение корректируют посредством бихроматической коррекции таким образом, что логарифм интенсивности отраженного света скорректированного отраженного изображения обратно пропорционален концентрации гемоглобина. Подходящими длинами волн для такой бихроматической коррекции являются λ₁ = 550 нм и λ₂ = 650 нм. Подлежащее анализу изображение сегментируют из отраженного изображения, в результате чего анализируемое изображение включает крупные сосуды. Измеряют среднюю интенсивность отраженного света площади в центре крупного сосуда. Как обсуждалось выше, измерения по площади соответствуют измерениям объема или концентрации. Следовательно, измерением интенсивности отраженного света площади, расположенной вблизи центра большого сосуда, может быть получена объемная концентрация гемоглобина.

Способ согласно настоящему изобретению может быть также использован для определения гематокритного числа (Нс!). По концентрации гемоглобина в клетках, определяющей показатель преломления клеток, определяют разность между гемоглобином (который представляет собой содержание гемоглобина в единице объема крови в граммах) и гематокритным числом (которое представляет собой объем кровяных клеток на единицу объема крови). Следовательно, измерения, в которых контраст изображения между кровообращением и фоном достигают, главным образом, за счет рассеивающих свойств кровообращения, относятся к гематокритному числу, а измерения, полученные, главным образом за счет поглощающих свойств, относятся, в основном, к гемоглобину. Например, для получения первоначального отраженного изображения, контраст которого определяется различием в рассеивающих свойствах кровяных клеток, может быть получено изображение микрососудистой системы, расположенной под слизистой оболочкой на внутренней части губы человека. Для определения объема клеток корректируют первоначальное отраженное изображение, используя бихроматическую коррекцию таким образом, что интенсивность является обратно пропорциональной концентрации клеток. Подходящими длинами волн для такой бихроматической коррекции являются 900 нм (длина волны, делающая изображение эритроцитов темными благодаря их рассеивающим свойствам) и 700 нм, при которой контраст изображения между клетками и их фоном является минимальным.

б. Подсчет клеток.

Человеческая кровь состоит из форменных элементов и плазмы. Существует три основных вида компонентов форменных кровяных клеток: красные кровяные клетки (эритроциты), белые кровяные клетки (лейкоциты) и тромбоциты. Как отмечалось выше, красные кровяные клетки содержат гемоглобин, несущий кислород из легких к тканям тела. Белые кровяные клетки имеют приблизительно такой же размер, но не содержат гемоглобина. У нормального здорово го человека содержится приблизительно 5000000 красных кровяных клеток в одном кубическом миллиметре крови и приблизительно 7500 белых кровяных клеток в одном кубическом миллиметре крови. Следовательно, у нормального здорового человека содержится приблизительно одна белая кровяная клетка на 6700 красных кровяных клеток, циркулирующих в сосудистой системе.

Способ по настоящему изобретению может быть использован для определения числа белых кровяных клеток (лейкоцитов) в единице объема крови. Как более подробно описывается ниже в разделе е, согласно текучим характеристикам крови, лейкоциты отталкиваются к периметру потока крови и двигаются по краям, где они могут быть благодаря контрасту видимы и подсчитаны. Например, может быть получено изображение микрососудистой системы под слизистой оболочкой внутри губы человека для получения первоначального отраженного изображения, контраст которого определяется отличием оптических свойств лейкоцитов. Наилучшие результаты получают при спектральном различии лейкоцитов и циркулирующей массой (эритроциты). Обычно это наблюдается в голубой и зеленой областях видимой части спектра, в которых гемоглобин поглощает свет. Следовательно, с этой целью может быть использована широкая спектральная область (например, от 400 до 600 нм) и бихроматическая коррекция не является необходимой.

Подлежащее анализу изображение сегментируют из первоначального отраженного изображения с тем, чтобы подлежащее анализу изображение включало крупные сосуды. По этому подлежащему анализу изображению может быть подсчитано число лейкоцитов на единицу площади крови. По указанной выше причине это число пропорционально числу лейкоцитов в единице объема крови.

Тромбоциты являются наиболее мелкими из форменных компонентов крови, обычно менее 1 мкм в диаметре. Тромбоцитов содержится меньше, чем эритроцитов, но больше, чем лейкоцитов. Кровь нормального здорового человека содержит приблизительно один тромбоцит на 17 эритроцитов, циркулирующих в сосудистой системе, при общем их содержании около двух триллионов. Тромбоцит способствует свертыванию крови, поскольку они способны слипаться друг с другом при некоторых условиях и способствуют закупориванию любого отверстия, которое может возникнуть в стенках кровеносных сосудов. Очевидно, что тромбоциты имеют существенное значение при повреждениях и несчастных случаях. Эритроциты являются окрашенными вследствие содержания гемоглобина, поглощающего световые волны определенной длины. Лейкоциты и тромбоциты не имеют видимой окраски, т.е. они не содержат компонентов, поглощающих свет в видимой области спектра.

Следует регулярно делать контрольные измерения концентрации тромбоцитов как одной из мер ожидаемой скорости свертывания крови в случае повреждения кровеносных сосудов. Дефицит тромбоцитов (например, тромбоцитопения) может приводить к утечкам в стенках кровеносных сосудов, что может принести серьезный вред здоровью или даже к смертельному исходу. До настоящего изобретения для определения концентрации тромбоцитов в крови было необходимо отобрать образец крови у пациента и подвергнуть его анализу в отношении содержания тромбоцитов и других клеток крови, используя при этом известные в данной области методы. Было бы более желательно получить точные результаты измерения концентрации тромбоцитов, используя неинвазивные приемы. Настоящее изобретение позволяет произвести точные измерения крови пациента, избегая при этом риска, связанного со взятием крови (например, СПИД, гепатит и т.д.).

Способ по настоящему изобретению может быть использован для определения числа тромбоцитов в единице объема крови. Например, может быть произведено получение изображения микрососудистой системы под слизистой оболочкой внутренней стороны губы человека с получением первоначального отраженного изображения. Первоначально полученное изображение может быть подвергнуто коррекции с использованием корректирования по скорости с целью подсчета числа тромбоцитов. Для осуществления коррекции по скорости скорректированное отраженное изображение получают нахождением разности между первоначальным отраженным изображением определенной области или вида в момент времени ΐ₀ и первоначальным отраженным изображением той же области или вида в момент времени ΐ₁. Скорректированное отраженное изображение, полученное при использовании коррекции по скорости, позволяет выделить изображение движущихся клеток от неподвижного фона.

Подлежащее анализу изображение сегментируют из скорректированного отраженного изображения таким образом, чтобы подлежащее анализу изображение включало бы мелкие сосуды. В подлежащем анализу изображении может быть определено число тромбоцитов на единицу площади. Определение может быть осуществлено в белом свете, и необходимость в цветной или хроматической коррекции отпадает. Число тромбоцитов на единицу объема может быть определено подсчетом числа тромбоцитов на единицу площади мелкого сосуда по отношению к числу эритроцитов на той же площади. Отношение числа тромбоцитов к числу эритроцитов у здорового человека является довольно постоянным и находится в пределах от 1 до 17. В случае заболевания это отношение может изменяться в широких пределах в обе стороны от приблизительно 1-5 до приблизительно 1-100. Следовательно, отношение числа тромбоцитов к числу эритроцитов может быть использовано в качестве диагностического инструмента.

Обобщая вышесказанное, способ по настоящему изобретению может быть использован для определения различных характеристик сосудистой системы посредством использования известных взаимосвязей между параметрами.

в. Индексы клеток крови.

Способ по изобретению может быть использован для определения среднего объема эритроцитов. Например, может быть осуществлено получение изображения микрососудистой системы слизистой оболочки на внутренней стороне губы человека с получением первоначального отраженного изображения. Изображение индивидуальных клеток крови может быть уловлено посредством диафрагмирования, т.е. посредством освещения пульсирующим излучением и/или закрытием затвора камеры. Первоначальное отраженное изображение может быть скорректировано по различию между первоначальным отраженным изображением определенной области или вида в момент времени ί₀ и первоначальным отраженным изображением в момент времени ί₁ для получения отраженного изображения, используя коррекцию по скорости. Полученное с использованием коррекции по скорости скорректированное отраженное изображение позволяет выделить изображение движущихся клеток от стационарного фона.

Подлежащее анализу изображение сегментируют из скорректированного отраженного изображения таким образом, чтобы подлежащее анализу изображение включало мелкие сосуды. Площадь клеток в анализируемом изображении может быть определена поэлементным анализом изображения. Усредняя площадь ряда клеток, можно определить зависимость между средней площадью и средним объемом клеток. Зависимость между объемом и площадью объекта постоянной формы, такой как эритроцит крови человека, определяется по уравнению объем = (площадь)³⁷² х К, где К - эмпирически определенный коэффициент формы. Любой специалист в данной области может легко эмпирически определить коэффициент формы, как это делается в настоящее время для обычных устройств ίη νίίτο. Соответственно, можно оценить средний объем клеток по площади клеток в мелком сосуде.

Способ по настоящему изобретению может быть использован для определения среднеклеточной концентрации гемоглобина (МСНС). Определение МСНС осуществляют аналогично определению параметра НЬ в крупном сосуде за исключением того, что при этом используют индивидуальные клетки в мелких сосудах. Например, может быть произведено получение изображения микрососудистой системы под слизистой оболочкой на внутренней стороне губы человека с получением первоначального отраженного изображения. Первоначальное отраженное изображение корректируют, используя бихроматическую коррекцию таким образом, что логарифм интенсивности отраженного света скорректированного отраженного изображения пропорционален концентрации гемоглобина. Подходящими длинами волн для бихроматической корректировки являются λ₁ = 550 нм и λ₂ = 650 нм. Подлежащее анализу изображение сегментируют из скорректированного отраженного изображения таким образом, что подлежащее анализу изображение включает индивидуальные клетки в мелких сосудах. Измеряют среднюю интенсивность отраженного света для клетки крови, по которой определяют среднеклеточную концентрацию гемоглобина.

Альтернативно, среднеклеточная концентрация гемоглобина клетки (МСНС) может быть определена по уравнению

МСНС = НЬ : Нс!

Нс! и НЬ могут быть непосредственно определены по анализу изображения аналогично вышеописанному.

Среднеклеточное количество гемоглобина (МСН) можно определить из уравнения

МСН = МСУ х МСНС

МСУ и МСНС можно определить непосредственно из подлежащего анализу изображения, как это рассмотрено выше.

Способ согласно изобретению может быть использован для определения показателей различных видов лейкоцитов. Существует пять видов зрелых лейкоцитов. Эти пять типов лейкоцитов могут быть подразделены на две категории: гранулоциты, содержащие мелкие гранулы в цитоплазме, и агранулоциты, не содержащие гранулы в цитоплазме. Гранулоциты можно отличить от агранулоцитов в подлежащем анализу изображении благодаря их рассеивающим свойствам. Следовательно, описанный выше способ определения числа лейкоцитов в единице объема крови может быть использован для определения числа гранулоцитов и агранулоцитов в единице объема. Такая информация является клинически релевантной. Повышенное содержание гранулоцитов указывает на бактериальную инфекцию, а повышенное содержание агранулоцитов указывает на вирусную инфекцию.

г. Составные части и компоненты плазмы.

Плазма представляет собой жидкую часть крови, которая занимает в сосудах пространство с наружной стороны от форменных компонентов клеток крови. Плазма содержит различные составные части, одной из которых является билирубин. Билирубин является продуктом разложения гемоглобина, находящегося в растворе плазмы крови. Плазма содержит различные дру гие компоненты, находящиеся в растворе, а также соединения, связанные с форменными клеточными компонентами крови.

Способ по настоящему изобретению может быть использован для определения концентрации составных частей в капиллярной плазме. Например, может быть произведено получение изображения микрососудистой системы слизистой оболочки на внутренней стороне губы человека с получением первоначального отраженного изображения. Для определения концентрации составляющей части в капиллярной плазме первоначальное отраженное изображение корректируют с использованием бихроматической коррекции, таким образом, что логарифм интенсивности отраженного света скорректированного отраженного изображения обратно пропорционален концентрации составляющей части. Например, для определения концентрации билирубина в капиллярной плазме используют бихроматическую коррекцию с длинами волн λ₁= 450 нм (поглощаемая длина волны для билирубина) и λ₂ = 600 нм (непоглощаемая длина волны для билирубина) для нормализации изображения.

Подлежащее анализу изображение сегментируют из скорректированного отраженного изображения таким образом, чтобы подлежащее анализу изображение содержало капиллярную плазму, которая может находиться в мелком сосуде. Измеряют среднюю интенсивность отраженного света на площади в капиллярной плазме. Измеренная в анализируемом изображении интенсивность отраженного света может быть превращена в концентрацию билирубина в анализируемом изображении. Как обсуждалось выше, отраженное изображение не зависит от глубины, поэтому плотность на единицу площади измерения соответствует концентрации. Следовательно, концентрация билирубина на единицу объема может быть определена измерением интенсивности отраженного света на площади капиллярной плазмы в мелком сосуде.

Способ согласно настоящему изобретению может быть использован для неприродных компонентов плазмы, таких как лекарство. Например, концентрация лекарства в плазме может быть измерена с использованием бихроматической коррекции при λ₁, равной поглощаемой длине волны для лекарства, и λ₂, равной непоглощаемой длине волны для лекарства, аналогично измерению концентрации билирубина. Альтернативно, неприродные компоненты могут быть определены с использованием оптических характеристик, например, собственной флуоресценции, которая может наблюдаться в анализируемом изображении.

Настоящее изобретение может быть также использовано для измерения клеточных и неклеточных составных частей крови (природных и неприродных) посредством использования маркера, метки или бирки. Например, маркер, метка или бирка могут быть введены в сосудистую систему объекта известным методом, например, орально или инъекцией. Маркер может быть выбран таким образом, что он связывается с компонентами, растворенными в капиллярной плазме, с образованием меченого компонента плазмы. Альтернативно, маркер может быть выбран так, что он связывается с компонентом, который, в свою очередь, связывается с форменным элементом крови, таким как клетки, образуя меченые клетки. Например, маркер с идентифицирующимися оптическими характеристиками, такими как флюоресценция протеина, может быть введен в сосудистую систему таким образом, что он присоединяется к определенному виду клетки, такому как циркулирующая опухолевая клетка. Такой прием может быть также использован для измерения подкласса нормальных лейкоцитов, таким как подгруппа лимфоцитов. Идентифицирующая оптическая характеристика возникает в анализируемом изображении, например, в виде вспышки флуоресценции. В этом случае флуоресценция или другой оптический контраст, вызванный маркером, может быть выявлен, указывая на присутствие компонентов или клеток, к которым присоединен маркер. Такое определение используют для оценки доставки лекарства. Другие оптические характеристики, такие как поглощение вблизи инфракрасной или ультрафиолетовой областей, также могут быть использованы для обнаружения присутствия компонентов в капиллярной плазме. Опухолевые или другие виды аномальных клеток могут быть обнаружены посредством идентифицирующих спектральных признаков.

д. Характеристики течения крови.

В частном случае лейкоцитов наблюдение за течением крови ίη νίνο может также потенциально дать полезную информацию, вообще недоступную даже при наиболее утонченной лабораторной технике. Белые кровяные клетки, или лейкоциты, механически проталкиваются к периметру потока крови. Показано, что процесс миграции лейкоцитов из крови к пораженным участкам состоит из двух стадий. Вследствие прилипающего взаимодействия со стенкой кровеносного сосуда на первой стадии лейкоциты перемещаются по краям потока и с меньшей скоростью, чем эритроциты. Это различие в расположении и скорости может быть использовано для отличия лейкоцитов в анализируемом изображении. Определение относительной скорости лейкоцитов существенно поможет клиницисту в оценке стадии и степени развития инфекции или воспалительного процесса: пониженная скорость при средней концентрации указывает на раннюю стадию, а нормальная скорость и повышенная концентрация указывает на более позднюю стадию инфекции или воспалительного процесса.

Способ по настоящему изобретению может быть также использован для определения скорости лейкоцитов. Например, может быть осуществлено получение изображения микрососудистой системы под слизистой оболочкой на внутренней стороне губы человека для получения первоначального отраженного изображения. Для определения скорости движения лейкоцитов первоначальное отраженное изображение может быть скорректировано с использованием коррекции по скорости. Для осуществления коррекции по скорости получают скорректированное отраженное изображение по разности между первоначальным отраженным изображением конкретной области или вида в момент времени ίο и первоначальным отраженным изображением в момент времени ί₁ при известной разнице во времени между ί0 и ί1. Скорректированное первоначальное изображение, полученное с использованием такой коррекции по скорости, позволяет выделить движущиеся клетки от стационарного фона.

Подлежащее анализу изображение сегментируют из скорректированного отраженного изображения таким образом, что анализируемое изображение включает крупные сосуды. Скорость движения лейкоцитов может быть определена прослеживанием их движения в единицу времени. Скорость лейкоцитов может быть использована в качестве индикатора наличия инфекции или воспалительного процесса, который может быть более специфичным, чем скорость оседания эритроцитов (РОЭ).

3. Модель выполнимости изобретения.

Изобретателями была создана модель выполнимости изобретения - устройство 600 (см. фиг. 6А и 6В), для подтверждения того, что способ согласно настоящему изобретению обеспечивает получение точных, достоверных, воспроизводимых и статистически значимых результатов по сравнению с измерениями, в которых используется обычная инвазивная техника измерения параметров крови.

Устройство 600 включает приемник визуального изображения 612 для улавливания первоначального отраженного изображения. В приемнике 612 использован блок линз от микроскопа Ζβίδδ ΑχίονβΓί модели 135. Световые лучи от фокусируемого источника света 614 фокусируют через приемник видимого изображения 612 для отражения от экспериментальной проточной секции с гидродинамической фокусировкой потока 630 (подробное пояснение приведено ниже для фиг. 7) и обратно соосно через приемник видимого изображения 612. Приведенный в качестве примера источник света 614 представляет собой свет пульсирующей ксеноновой дуги, такой как поставляемый от ЕС&С, СатЬпбде, МА.

Отраженный свет, несущий первоначальное отраженное изображение, проходит путь от экспериментальной проточной секции 630 через приемник видимого изображения 612 до видеокамеры 618 с высокой разрешающей способностью. Камера 618 является предпочтительно камерой с затвором с электронным управлением, с высокой разрешающей способностью 1024 х 512 элементов изображения (пикселов). Приведенная в примере видеокамера представляет собой камеру Нататаки С2400-77 с высокой разрешающей способностью (768 х 498 элементов изображения) на основе ПЗС матрицы (скагде соир1еб бе\асе - ССЭ). Альтернативно, камера 618 может являться цифровой видеокамерой с высокой частотой кадров (300 Гц) и с высокой разрешающей способностью, которая может улавливать приблизительно 1000000 элементов изображения размером 9 х 9 мкм, поставляемой от Е6&0, СатЬпде, МА. Отраженный свет улавливается коаксиально, а отраженное изображение фокусируется на лицевой стороне камеры 618. Источник пульсирующего света (строб) 614 может приводиться в действие сепаратором синхронной пульсации 640 (фиг. 6В) для обеспечения синхронизации между частотой кадров камеры 618 и частотой пульсации источника света 614. Камера 618 расположена в плоскости увеличенного изображения приемника видимого изображения 612.

Окуляр 615 размещен на пути отраженного света между приемником видимого изображения 612 и камерой 618 для наблюдения отраженного изображения. Фильтр изображения 616 также размещен на пути отраженного света между приемником видимого изображения 612 и камерой 618. Фильтр изображения 616 функционирует как фильтр спектральной селекции для фильтрации отраженного изображения по длине волны.

Камера 618 связана с компьютером 620, таким как компьютер СОМРАО-Р5, 75 МГц с программным обеспечением обработки изображения Ийаде Рго Р1и§, поставляемым МеФа СуЬегиеИск, 8Шег 8ргтд, МО. Уловленное камерой 618 профильтрованное изображение передается от камеры 618 к компьютеру 620 для анализа. Компьютер 620 включает плату захвата изображения, такую как Осси1и8 Р-64 1таде СарФге Воаб 646, производимую фирмой Согесо, Монреаль, Канада, для улавливания сигнала с видеоданными от камеры 618. Предпочтительно используется 10-ти разрядная плата захвата изображения для получения достаточного цифрового разрешения. Компьютер 620 связан с одним или более устройством вывода 622 для отображения процесса и/или записи. Устройство вывода 622 может представлять собой жесткий диск или запоминающее устройство другого типа, такое как привод цифровых аудио-кассет 654, центральный процессор, принтер, такой как лазерный принтер 652, экран компьютера или монитор, такой как монитор видеоизображения 648, компьютерный монитор, такой как монитор управления 650 и т.д.

Выходное изображение камеры 618 может быть направлено к записывающему устройству 644, такому как видеомагнитофон системы §ирег-УН8. К выходному сигналу камеры 618 может быть добавлена метка времени 642 до того, как выходное изображение направляется в компьютер 620 или записывающее устройство 644.

Развитие технологии в области видеокамер значительно увеличило число элементов изображения, которым можно оперировать при высокой частоте кадров. Уловленные изображения потока крови, содержащие 1 миллион элементов изображения, отделенные друг от друга несколькими миллисекундами, могут быть использованы для визуализации эритроцитов ίη νίνο и для анализа потока крови в местах, отделенных от внешней среды тонкими слоями прозрачной или просвечивающей материи. Движение индивидуальных эритроцитов между кадрами изображений, следующих с высокой частотой, может быть использовано для усиления отношения сигнал/шум и для подавления стационарного фона.

При использовании полистирольного бисера была определена значительная точность устройства 600 по динамическому улавливанию частиц размером 0,94-10 мкм с коэффициентом корреляции более 0,99.

Устройство 600 использовали для получения отраженного изображения текущей крови для получения модели выполнимости изобретения для полученного ίη νίνο отраженного изображения сосудистой системы. Кровь от питающего резервуара с кровью 624 перекачивают шланговым насосом 628А через экспериментальную проточную секцию 630 в направлении по стрелке А к приемному резервуару для сбора отходов 632. В это же самое время моделирующую оболочку жидкость перекачивают от питающего резервуара 626 с моделирующей оболочку жидкостью шланговым насосом 628В через экспериментальную проточную секцию 630 в направлении по стрелке А к резервуару для сбора отходов 632. Моделирующая оболочку жидкость является изотонической средой, используемой для имитации стенок кровеносных сосудов и других тканей, окружающих кровь. Как более детально показано на фиг. 7, поперечное сечение пути образца потока 702 является наименьшим в области над приемником визуального изображения 612. Регулированием градиента уменьшения поперечного сечения пути образца потока 702 можно поддерживать ламинарное течение. Поперечное сечение пути образца потока может быть отрегулировано таким образом, что в отраженном изображении могут быть видны индивидуальные клетки.

Использованная модель является приспособлением экспериментальной проточной секции с гидродинамической фокусировкой потока, созданной для использования в цитометрах для измерения параметров клеток в потоке жидкости. В этой экспериментальной проточной секции узкий опытный поток, содержащий кровь, является заключенным в инертную жидкость, играющую роль оболочки, и эта комбинированная жидкая система принудительно протекает между двумя стеклянными пластинами, отдаленными друг от друга приблизительно на 250 мкм. Изменение расхода жидкой оболочки вызывает уменьшение размера диаметра опытного потока от более 100 до приблизительно 10 мкм, очень точно имитируя таким образом капилляры сосудистой системы.

Важные параметры эксперимента для этой экспериментальной проточной секции могут независимо изменяться следующим образом:

- скорость клеток крови, регулируемая объемным расходом жидкой оболочки, может изменяться в пределах от 100 до 1000 мкм/с;

- диаметр опытного потока, регулируемый отношением объемного расхода оболочки к объемному расходу опытного потока, может изменяться в пределах от 10 до 100 мкм;

- эффект пульсации может быть введен в отношении диаметра и в отношении скорости изменением расхода опытного потока и жидкой оболочки;

- влияние тонкого слоя ткани (слизистая оболочка) может быть имитировано добавлением рассеивающего элемента к стационарному стеклянному окошку или к жидкой оболочке.

Для улучшения визуализации отраженного изображения крови, протекающей через экспериментальную проточную секцию 630, в устройстве 600 использованы два поляризатора (см. фиг. 6А). Первый поляризатор 613А размещен на пути света между источником света 614 и приемником визуального изображения 612. Второй поляризатор 613В размещен на пути отраженного света между экспериментальной проточной секцией 630, содержащей отображаемый потока крови, и камерой 618. Эти два поляризатора являются скрещивающимися в том смысле, что их плоскости поляризации ориентированы под углом 90° относительно друг друга. Например, плоскость поляризации поляризатора 613В расположена под углом 90° относительно плоскости поляризации поляризатора 613А. Аналогично, плоскость поляризации поляризатора 613А расположена под углом 90° относительно плоскости поляризации поляризатора 613В. Благодаря использованию поляризаторов 613А и 613В уловленное камерой 618 отраженное изображение становится более качественным, что делает более контрастным изображение компонентов клеток крови относительно фона, в результате чего улучшается визуализация потока крови. Более подробно визуализация при использовании кроссполяризаторов поясняется ниже в разделе 4, относящемся к устройству ίη νίνο. Кроме того, в устройстве 600 использован диффузный рефлектор 635 для отражения света и имитации отражения от тканей фона.

Посредством устройства 600 продемонстрирована осуществимость использования изображений в отраженном свете для количественного определения четырех эритроцитарных параметров (КБС. МСУ. НЬ и МСНС). В нижеследующей таблице представлены суммарные результаты корреляции между значениями показателей, полученными с использованием модели выполнимости изобретения (устройство 600) и с использованием СоиИег §1к.8 (Ν = число образцов; г = коэффициент корреляции):

Параметры	Ν	г
НЬ	70	0.9
МСНС	20	0.55
МСУ	45	0.70
КБС	38	0.63

При использовании устройства 600 можно экспериментально манипулировать скоростью и размерами потока крови в экспериментальной проточной секции 630 для имитации условий ίη νίνο. Устройство 600 также может быть использовано для измерения параметров потока крови, например, в пальце пациента, расположенном над приемником визуального изображения 612 вместо экспериментальной проточной секции 630.

Устройство 600 было использовано изобретателями в корреляционном исследовании для подтверждения возможности клинического использования настоящего изобретения с достижением точных результатов неинвазивного анализа ίη νίνο. Устройство 600 использовали для измерения концентрации гемоглобина в образцах крови 70-ти пациентов, полученной из госпиталя, для питающего резервуара 624. Кровь тех же самых пациентов анализировали с использованием обычного анализатора СоиНег 81к.8. производимого СоиИег ΟίαβηοδίΚδ. Майами, штат Флорида. Для каждого из 70-ти образцов, анализируемых на устройстве 600 и на устройстве Со и Не г. определяли концентрацию гемоглобина для выявления наличия или отсутствия анемии. Как показано на фиг. 8А, результаты определения, произведенного с использованием модели выполнимости изобретения, согласуются с результатами определения, произведенного с использованием устройства СоиНег. для 67 из 70 образцов, т.е. на 96%. В сравнении с устройством СоиЛег. устройство 600 дало один ошибочно высокий результат (показало анемию, когда устройство СоиНег показало норму) и 2 ошибочно низких результата (показало норму, когда устройство СоиНег показало анемию).

Было проведено несколько испытаний на устройстве 600 для измерения различных характеристик сосудистой системы. Например, устройство 600 было использовано для создания изображений крови, протекающей через экспериментальную проточную секцию 630. От ис точника света 614 генерировался свет с длиной волны в пределах от 400 до 1000 нм. Изображения улавливались при длинах волн 450. 500. 550. 600. 650. 700. 750. 800. 850 и 900 нм путем подбора соответствующих фильтров изображения 616. Один из примеров изображения, полученного на устройстве 600. показан на фиг. 9. Тромбоциты показаны в виде белых пятен в сравнении с эритроцитами, показанными в виде темной тени.

Устройство 600 было также использовано для заключения, что измерения могут быть осуществлены в капиллярной плазме или в пространстве между клетками в мелких сосудах, таких как мелкие капилляры. Устраняя или игнорируя часть изображений, относящихся к клеткам крови и т.д., могут быть осуществлены измерения, относящиеся к неформенным составляющим частям. Используя экспериментальную проточную секцию с гидродинамической фокусировкой потока, к цельной крови, разбавленной до 1/4. были добавлены четыре различных концентрации билирубина. Были получены концентрации билирубина в пределах от 6.2 до 24.8 г/дл. Для освещения поля была использована ксеноновая лампа-вспышка, а изображения регистрировали с двумя различными светофильтрами, один при длине волны поглощения (450 нм) и другой при длине волны за пределами полосы поглощения билирубина (600 нм).

После улавливания изображения производился анализ, определяющий интересующую область или вид вокруг фона (область А) для использования в качестве базовой (референсной) области (см. фиг. 10). Была также определена интересующая область внутри потока, протекающего через экспериментальную проточную секцию 630 (область В). Область В сегментировали для устранения изображений эритроцитов. Это достигали посредством использования порога интенсивности, выделяющего эритроциты из области В. Затем определяли оптическую интенсивность для оставшейся площади области В с целью осуществления анализа.

На фиг. 11 показана кривая зависимости оптической плотности от концентрации билирубина (мг/дл). Фиг. 11 показывает значительное увеличение оптической плотности при длине волны поглощения (450 нм) относительно непоглощаемой длины волны (600 нм).

Для определения характеристик отражения белых кровяных клеток, или лейкоцитов, проводились эксперименты с отражательным спектрофотометром, стабилизированным прерывателем (триггером) (см. фиг. 12). Вид полученного спектра отражения показан на фиг. 13 (процент отражения как функция длины волны в нм). Из фиг. 13 следует, что для лейкоцитов интенсивность отраженного излучения относительно высока в спектральной области около 550 нм, где отраженный свет эритроцитов ос лабляется за счет его поглощения гемоглобином. Для получения изображения лейкозной крови в стеклянном капилляре размером 100 мкм (см. фиг. 14) в устройстве 600 использовали фильтр спектральной селекции, выделяющий область спектра с центром при 550 нм (фильтр изображения 616). Лейкозная кровь, изображенная на фиг. 14, содержит большее число лейкоцитов (44000 на 1 мл), чем нормальная здоровая кровь (7500 на 1 мл). Лейкоциты видны на фиг. 14 в виде ярких точек по сравнению с более темным фоном эритроцитов.

4. Устройство ίη νίνο.

На фиг. 15 А показана блок-схема, иллюстрирующая один из вариантов воплощения устройства ίη νίνο 1500 для не инвазивного ίη νίνο анализа объекта сосудистой системы. Устройство 1500 включает источник света 1502 для освещения тканей объекта (показан в общем виде под номером 1504). Хотя на фиг. 15А показан один источник света, должно быть понятно, что настоящее изобретение не ограничено использованием одного источника света и что может быть использовано большее количество источников света. В варианте воплощения изобретения с использованием более одного источника света каждый источник света может быть монохроматическим или полихроматическим. Источник 1502 может быть предназначен для работы в импульсном или непрерывном режимах излучения, или может работать в обоих режимах. Источником света 1502 может быть, например, импульсная ксеноновая дуговая лампа, ртутная дуговая лампа, галогеновая лампа, вольфрамовая лампа, лазер, лазерный диод или светодиод. Световой источник 1502 может быть источником когерентного и некогерентного света.

Первый поляризатор 1510 расположен между источником света 1502 и объектом 1504. Этот поляризатор поляризует свет от источника света 1502. Второй поляризатор 1520 расположен между объектом 1504 и средством для разделения изображения 1540. Поляризаторы 1510 и 1520, предпочтительно, имеют плоскости поляризации, ориентированные под углом 90° относительно друг друга.

Согласно одному варианту воплощения настоящего изобретения источник света 1502 сам содержит первый поляризатор 1510, таким образом, не требуется отдельного первого поляризатора. В таком варианте воплощения источник света 1502 является источником поляризованного света, например лазер или лазерный диод, а второй поляризатор 1520 имеет плоскость поляризации, ориентированную под углом 90° к плоскости поляризации поляризованного света от источника света 1502.

Отраженное спектральное изображение от объекта 1504 является отраженным на глубине менее длины многократного рассеяния. Средство для разделения изображения 1540 разделяет отраженное спектральное изображение объекта 1504 на две или более части. Каждую часть изображения улавливает средство для улавливания изображения, такое как средство для улавливания изображения 1560, 1570 и 1565. Каждое из средств для улавливания изображения связано со средством для корректирования и анализа 1580 для осуществления коррекции и анализа с получением результата 140.

На фиг. 15В показана дальнейшая детализация устройства ίη νίνο 1500. Для образования светового пути 1506 между источником света 1502 и освещенной тканью и отраженного светового пути 1507 использован расщепитель луча 1518. Отраженное изображение, являющееся отраженным на глубине менее длины многократного рассеяния в освещенной ткани, перемещается вдоль пути отраженного света 1507 к средству для улавливания изображения 1560 для улавливания отраженного изображения. Подходящее средство для улавливания изображения включает устройства, способные улавливать изображение с высокой разрешающей способностью, как это определено выше. Для анализа средство для улавливания изображения улавливает все изображение целиком или часть его. Подходящее средство для улавливания изображения включает, но не ограничиваясь названным, камеру, пленочный носитель информации, фотоэлемент, фотодиод, фотодетектор или камеру на основе ПЗС матрицы. Например, могут быть использованы видеокамеры и камеры на основе ПЗС матрицы, имеющие разрешение 1024 х 512 элементов изображения и частоту кадров 300 Гц. Особенно предпочтительным средством для улавливания изображения является камера высокого разрешения на ПЗС типа НаташаЬи С2400-77.

Требуемая разрешающая способность средства для улавливания изображения зависит от вида измерения и анализа, производимых посредством устройства ίη νίνο. Например, для определения концентрации гемоглобина (НЬ) требуется более низкое разрешение изображения, чем при измерениях клеточных показателей, таких как МСУ или подсчет клеток. Например, в качестве средства для улавливания изображения при измерении концентрации гемоглобина могут быть использованы фотоэлементы, такие как один красный и один зеленый фотоэлемент.

Первый поляризатор 1510 размещен на световом пути 1506 между источником света 1502 и освещенной тканью. Этот первый поляризатор поляризует свет от источника света 1502. Поляризатор 1510 имеет плоскость поляризации, показанную в общем виде под номером 1512. Второй поляризатор 1520 размещен на световом пути 1507 между освещенной тканью и средством для улавливания изображения 1560. Поляризатор 1520 имеет плоскость поляризации, показанную в общем виде под номе ром 1522. Как показано на фиг. 15В, плоскости поляризации 1512 и 1522 ориентированы под углом 90° относительно друг друга. Поляризаторы, такие как поляризаторы 1510 и 1520, имеющие плоскости поляризации ориентированные под углом 90° относительно друг друга, называются здесь как кросс-поляризаторы.

Эффективность поляризатора является функцией процентной доли света, прошедшего через поляризатор. Высокоэффективный поляризатор на каждую единицу неполяризованного (случайно поляризованного) света, поступившего в поляризатор, пропускает 50% от поступившего света. При поступлении случайно поляризованного света в два идеальных поляризатора (независимо от их эффективности), взаимно расположенных в виде кросс-поляризаторов, весь свет гасится, т.е. через второй поляризатор свет не пропускается. Чем больше света гасится кросс-поляризаторами (т.е. чем меньше случайно поляризованного света проходит через кроссполяризаторы), тем больше гасящая способность кросс-поляризаторов. Для использования в настоящем изобретении пригодны кроссполяризаторы, имеющие коэффициент гашения не менее 10^-3 (на каждую единицу случайно поляризованного света, поступившего в кроссполяризаторы, через кросс-поляризаторы пропускается 1/1000 часть света). Подходящими являются поляризаторы, поставляемые как листовые поляризаторы от Ро1агоИ Согр., Маззасйизейз.

Как уже указывалось выше, фактически весь свет устраняется при использовании поляризаторов с высокой степенью гашения. Следовательно, при использовании кросс-поляризаторов, таких как описанные для использования в устройстве по изобретению, можно было бы ожидать, что изображение освещаемой области полностью исчезнет. Далее объясняется неожиданный результат, заключающийся в увеличении визуализации отраженных изображений и способности к осуществлению количественного анализа с использованием отраженных изображений, достигаемый при использовании кросс-поляризаторов в устройстве по изобретению. Отраженный свет состоит из трех компонент. Первая компонента - это компонента зеркального отражения, которая сохраняет в отражении изображение источника. Вторая компонента - это компонента рассеивания шероховатой поверхностью. Компонента рассеивания шероховатой поверхностью представляет собой свет, рассеянный шероховатой поверхностью, и не сохраняет в себе изображение источника. Однако обе компоненты - компонента зеркального отражения и компонента рассеивания шероховатой поверхностью сохраняют поляризацию. Третья и последняя компонента - это компонента рассеяния малыми частицами, обычно известная как компонента рэлеевского рассеяния. Компонента рэлеевского рассеяния представляет собой свет, рассеянный частицами, которые являются малыми по сравнению с длиной волны падающего света. Следовательно, компонента рэлеевского рассеяния является единственной компонентой отраженного света, которая деполяризована, следовательно, первоначальная поляризация потеряна.

Компонента рэлеевского рассеяния является единственной компонентой отраженного света, которая проходит через кроссполяризаторы, такие как поляризаторы 1510 и 1520, ориентированные под углом 90° относительно друг друга. Компонента зеркального отражения и компонента рассеяния шероховатой поверхностью сохраняют поляризацию.

Следовательно, если компоненту зеркального отражения и компоненту рассеяния шероховатой поверхности света, поляризованные в первом направлении (таком как посредством поляризатора 1510), пропускают через поляризатор с плоскостью поляризации, ориентированной под углом 90° относительно первого направления (такого как в поляризаторе 1520), то эти две компоненты отраженного света гасятся. Напротив, компонента рэлеевского рассеяния света, поляризованная в первом направлении, деполяризуется. Следовательно, компонента рэлеевского рассеяния света не гасится при прохождении через поляризатор с плоскостью поляризации, ориентированной под углом 90° относительно первого направления поляризации.

Как показано на фиг. 15В, свет от источника света 1502 поляризуется в первом направлении в поляризаторе 1510. Поляризованный таким образом свет отражается от объекта 1504. При этом компонента рэлеевского рассеяния отраженного света деполяризована. Однако компонента зеркального отражения и компонента рассеяния шероховатой поверхностью сохраняют поляризацию, приобретенную в поляризаторе 1510. При прохождении отраженного света через поляризатор 1520, ориентированный во втором направлении под углом 90° к первому направлению 1512, компонента зеркального отражения и компонента рассеяния шероховатой поверхностью гасятся. Следовательно, единственной компонентой отраженного света, проходящей через поляризатор 1520, является компонента рэлеевского рассеяния, деполяризованная в направлении 1522, интенсивность которой изменяется как косинус угла падающего света.

При использовании кросс-поляризаторов, таких как поляризаторы 1510 и 1520, ориентированные под углом 90° относительно друг друга, наблюдается только отраженный деполяризованный свет, т. е. компонента рэлеевского рассеяния. Компонента зеркального отражения и компонента рассеяния шероховатой поверхностью исключаются. В противоположность ожидаемому результату, отмеченному выше, что свет не пройдет через кросс-поляризаторы, свет, деполяризованный посредством рэлеевского рассеяния, обеспечивает эффект подсветки сзади, что значительно увеличивает контраст и визуализацию отраженного изображения, и способствует осуществлению количественного анализа с использованием отраженных изображений. Увеличенная визуализация и способность осуществлять количественный анализ достигаются благодаря двум эффектам использования кросс-поляризаторов, как описано выше. Вопервых, ликвидируются компонента зеркального отражения и компонента рассеяния шероховатой поверхностью, являющиеся обе источником шума при количественном измерении. Вовторых, компонента рэлеевского рассеяния является ламбертовской, в том смысле, что она ведет себя так же, как свет, отраженный от ламбертовской поверхности. Следовательно, компонента рэлеевского рассеяния является независимой от угла зрения и позволяет проще вычислить концентрацию по интенсивности отраженного света (аналогия с законом Бэра).

Согласно закону Ламберта интенсивность освещения в заданном направлении, излучаемая или отражаемая от идеальной отражающей поверхности, изменяется как косинус угла, образованного указанным направлением и нормалью к названной поверхности. Ламбертовской поверхностью является идеальная, абсолютно отражающая поверхность, для которой яркость отраженного излучения является независимой от направления. Свет, отраженный от ламбертовской поверхности, кажется одинаково ярким под всеми углами подобно только что выпавшему снегу. Большинство поверхностей не являются ламбертовскими, и интенсивность отраженного ими света зависит от угла зрения вследствие поверхностных эффектов.

Повышенная визуализация, достигаемая благодаря использованию техники кроссполяризации согласно настоящему изобретению, наглядно видна при сравнении фиг. 18А и 18В. Фиг. 18А иллюстрирует черный крест, нанесенный методом струйной печати, который виден при использовании обычной оптики без кросс-поляризаторов. Визуализация этого черного креста затруднена вследствие относительно слабого контраста между крестом и фоном. Фиг. 18В иллюстрирует тот же самый черный крест, использованный на фиг. 18А, визуализированный при использовании техники кроссполяризации согласно настоящему изобретению, т.е. поляризаторов, таких как поляризаторы 1510 и 1520, ориентированные под углом 90° относительно друг друга. Фиг. 18В демонстрирует явное улучшение визуализации и контраста, достигнутых при использовании кроссполяризаторов. Это изображение аналогично тому изображению, которое наблюдается при изображении в проходящем свете. Отражение, видимое посредством обычного отраженного света на фиг. 18А, устранено на фиг. 18В благодаря использованию кросс-поляризаторов.

Как показано на фиг. 15В, линза объектива 1517 расположена на пути света 1506 и на пути отраженного света 1507 соосно по линии распространения света. Линза объектива 1517 увеличивает отраженное изображение. Средство для улавливания изображения 1560 расположено в плоскости увеличенного изображения линзы объектива 1517. Предпочтительно, линза 1517 выбрана с наименьшей степенью увеличения, требуемой для визуализации освещенной ткани. Требуемое увеличение является функцией размера объекта в освещенной ткани, подлежащего визуализации, наряду с размером элементов изображения, используемых для изображения. Малое увеличение обеспечивает большую глубину поля, но дает большую грубость изображения. Большое увеличение обеспечивает небольшую глубину поля, но оно более чувствительно к расплывчатости изображения, вызванной движением. Кровеносные сосуды в микрососудистой системе обычно имеют диаметр 10-40 мкм. От десяти до двадцати элементов изображения на диаметр кровеносного сосуда обеспечивают подходящее изображение с линзой 10-кратного увеличения. С элементами изображения меньшего размера можно использовать меньшее увеличение.

Линзы 1516 могут быть использованы на каждой стороне поляризатора 1510 для фокусирования света в световой пучок 1506. Для отражения тепла перед источником света 1502, предпочтительно, расположен отражающий тепло фильтр 1508. Фильтр 1508 является блокирующим фильтром для задержки инфракрасного излучения. Фильтр 1508, предпочтительно, имеет конфигурацию, блокирующую длины волн, равные или превышающие 1000 нм.

На пути отраженного света 1507 между вторым поляризатором 1520 и средством для улавливания изображения 1560 размещено средство для разделения изображения 1540, разделяющее изображение на первую часть 1532 и вторую часть 1534. Должно быть понятно, что средство разделения изображения 1540 может разделять отраженное изображение на множество частей и не ограничено двумя частями. Первая часть 1532 отраженного изображения улавливается средством для улавливания изображения 1560. Вторая часть отраженного изображения 1534 улавливается вторым средством для улавливания изображения 1570. Второе средство для улавливания изображения 1570 может быть тем же самым или отличным от средства для улавливания изображения 1560. Второе средство для улавливания изображения 1570 расположено в плоскости увеличенного изображения линзы объектива 1517. Для улавливания следующих частей изображения, отделенных средством для разделения изображения 1540, может быть использовано дополнительное сред45 ство для улавливания изображения. В альтернативном варианте воплощения для улавливания первой части изображения 1532 и второй части 1534 отраженного изображения может быть использовано единое средство для улавливания изображения.

Одним из особенно предпочтительных средств для разделения изображения является дихроичное зеркало или другие виды дихроичных разделителей, которые пропускают весь свет, имеющий длину волны, меньшую, чем определенная длина волны, и отражают весь свет, имеющий длину волны, большую, чем определенная длина волны. Альтернативно, может быть использовано средство для разделения изображения, которое отражает весь свет, имеющий длину волны, меньшую, чем определенная длина волны, и отражают весь свет, имеющий длину волны, большую, чем определенная длина волны. Могут быть также использованы и другие средства для разделения изображения.

На пути отраженного света 1507 между вторым поляризатором 1520 и средством для улавливания изображения 1560 может быть помещено средство спектральной селекции 1552. Средством спектральной селекции может являться, например, монохроматор, спектральный фильтр, призма или решетка. Аналогично, на пути отраженного света 1507 между вторым поляризатором 1520 и вторым средством для улавливания изображения 1570 может быть помещено средство спектральной селекции 1554. Средством спектральной селекции 1554 также может являться, например, монохроматор, спектральный фильтр, призма или решетка. Значение центральной длины волны области спектра, выделяемого средствами спектральной селекции 1552 и 1554, может быть выбрано в зависимости от вида осуществляемого анализа. Например, если необходимо определить концентрацию гемоглобина, то одно из средств спектральной селекции 1552 или 1554 предпочтительно выделяет излучение с длиной волны 550 нм, а другое выделяет излучение с длиной волны 650 нм. В качестве другого примера, если необходимо определить концентрацию билирубина, то одно из средств спектральной селекции 1552 или 1554 предпочтительно выделяет излучение с длиной волны 450 нм, а другое выделяет излучение с длиной волны 600 нм.

В особенно предпочтительном варианте воплощения источник света 1502 выполнен в виде нескольких светодиодов, где каждый светодиод испускает различную длину волны света. Например, в качестве источников зеленого, голубого или красного света могут быть использованы три светодиода. При использовании в качестве источника света 1502 средства, испускающего определенную длину волны света, такого как светодиод, может быть устранена необходимость в отдельном средстве спектраль ной селекции 1552 или 1554. Для улавливания отраженного изображения от каждого из трех светодиодов может быть использовано единое средство для улавливания изображения 1560. Например, для улавливания отраженного изображения от каждого из трех светодиодов (зеленого, голубого и красного) может быть использована единая камера для записи цветных изображений, чувствительная к множеству длин волн (зеленой, голубой и красной).

Средство для улавливания изображения 1560 связано со средством для корректирования и анализа изображения 1580. Средством для корректирования и анализа изображения 1580 может являться компьютер или процессорная система другого типа (более подробно поясняется ниже при описании фиг. 16). Сигнал 1562, представляющий собой отраженное изображение, уловленное средством для улавливания изображения 1560, посылается средством для улавливания изображения 1560 и поступает на средство для корректирования и анализа изображения 1580. Аналогично, средство для улавливания изображения 1570 связано со средством для корректирования и анализа изображения 1580. Сигнал 1572, представляющий собой отраженное изображение, уловленное средством для улавливания изображения 1570, посылается средством для улавливания изображения 1570 и принимается средством для корректирования и анализа изображения 1580. Средство для корректирования и анализа изображения 1580 осуществляет обработку и анализ полученного отраженного изображения. В частности, средство для корректирования и анализа изображения 1580 может осуществлять стадии 220-240, показанные на фиг. 2. Средство для корректирования и анализа изображения 1580 может быть выполнено с возможностью осуществления этих стадий с помощью аппаратных средств, программных средств или комбинации аппаратных и программных средств.

Пример средства для корректирования и анализа изображения 1580 для использования в настоящем изобретении представлен на фиг. 16 как компьютерная система 1600. Компьютерная система 1600 включает один или более процессоров, таких как процессор 1604. Процессор 1604 подсоединен к коммуникационной шине 1606. Различные программные продукты описываются в терминах данной примерной компьютерной системы. Из настоящего описания для специалиста в настоящей области станет ясным, как реализовать изобретение, используя другие компьютерные системы и/или компьютерные архитектуры.

Компьютерная система 1600 включает также основную память 1608, предпочтительно, оперативное ЗУ с произвольной выборкой (КАМ), а также может включать вторичную (дополнительную) память 1610. Вторичная память 1610 может включать, например, накопи47 тель на жестком магнитном диске (НЖМД или жесткий диск) 1612 и/или устройство накопителя на съемном носителе 1614, такое как накопитель на гибких магнитных дисках (НГМД) или дискетах, накопитель на магнитной ленте, оптический диск и т.д. Устройство накопителя на съемном магнитном носителе 1614 читает/записывает информацию на съемный накопитель 1618 хорошо известным способом. Съемный накопитель 1618 представляет собой гибкий магнитный диск, магнитную ленту, оптический диск и т.д., информация с которого считывается (и на который записывается) устройством накопителя на съемном носителе 1614. Разумеется, накопитель на съемном носителе 1618 включает используемый компьютером носитель информации с записанными на нем программным обеспечением и/или данными.

В альтернативном варианте реализации, вторичная память 1610 может включать другие подобные средства, позволяющие загрузить программы или другие управляющие команды в компьютерную систему 1600 с целью их выполнения. Такие средства могут включать, например, устройство накопителя на съемном носителе 1622 и интерфейсный модуль (интерфейс) 1620. Примером тому может служить картридж, содержащий программы, и интерфейсный модуль для этого картриджа (такой, как применяется в видеоигровых приставках), съемная микросхема памяти (такая как СППЗУ или Ш1ЗУ) с соответствующим гнездом (разъемом) и другие устройства накопителей на съемных носителях 1622 и интерфейсы 1620, которые позволяют перемещать (загружать) данные со съемных накопителей 1622 в компьютерную систему 1600.

Компьютерная система 1600 может также включать коммуникационный интерфейс 1624. Коммуникационный интерфейс 1624 позволяет осуществлять обмен программным обеспечением данными с внешними устройствами, такими как средства улавливания изображения 1560 и 1570. Примеры коммуникационного интерфейса 1624 могут включать модемы, сетевой интерфейс (такой как сетевая плата Е111егпе1). коммуникационный порт, разъемы и карты РСМС1А и т.д. Программы и данные передаются через коммуникационный интерфейс 1624 в форме сигналов, которые могут быть электрическими, электромагнитными, оптическими или другими сигналами, которые могут быть приняты коммуникационным интерфейсом 1624. Например, сигналы 1562 и 1572 поддерживаются коммуникационным интерфейсом 1624 через канал 1628. Канал 1628 передает сигналы 1562 и 1572 и может быть реализован с использованием проводов или кабелей, волоконно-оптических кабелей, телефонных линий, линий сотовой телефонной связи, линий радиосвязи и других каналов связи.

В данном описании термины компьютерный программоноситель и используемый компьютером носитель информации используются, в основном, применительно к таким носителям данных, как устройство накопителя на съемных носителях 1618, жесткий диск, установленный в накопителе на жестком диске 1612, и сигналам, передаваемым через канал 1628. Эти компьютерные программные продукты являются средствами для загрузки программного обеспечения в компьютерную систему 1600.

Компьютерные программы (называемые также управляющей логикой компьютера), хранятся в основной памяти 1608 и/или вторичной памяти 1610. Компьютерные программы могут также приниматься через коммуникационный интерфейс 1624. Эти программы при их выполнении позволяют компьютерной системе 1600 реализовать характеристики данного изобретения, как описывается здесь. В частности, компьютерные программы, когда они выполняются, позволяют процессору 1604 реализовать характеристики настоящего изобретения. Соответственно, такие компьютерные программы представляют собой средства управления компьютерной системой 1600.

В варианте, в котором изобретение реализовано с использованием программного обеспечения, программное обеспечение (средство) может быть сохранено в компьютерном программном продукте и загружено в компьютерную систему 1600 с использованием устройства накопителя на съемном носителе 1614, жесткого диска 1612 или коммуникационного интерфейса 1624. Управляющая логика (программное обеспечение), когда оно выполняется процессором 1604, заставляет процессор 1604 выполнять функции изобретения, как описано здесь.

В другом варианте воплощения изобретение реализовано, в основном, аппаратно, например, с использованием специализированных интегральных схем. Реализация аппаратного устройства машины для выполнения функций, описанных здесь, будет понятна специалистам в данной области.

Еще в одном варианте воплощения изобретение реализовано комбинацией как аппаратных, так и программных средств.

На фиг. 1 7А и 1 7В показаны варианты осуществления изобретения в случае неинвазивного ίη νίνο анализа объекта. На фиг. 17А показана стационарная установка 1702, содержащая датчик 1704, принтер 1706 и блок обработки и хранения данных 1708. Датчик 1704 используют для получения изображения части объекта сосудистой системы, такой, например, как внутренняя сторона нижней губы. Для обеспечения хорошего оптического контакта или оптического затвора между датчиком и внутренней стороной нижней губы на датчик 1704 предпочтительно наносят среду, соответствующую слизистой оболочке по показателю пре ломления, такую как этил целлюлоза, выпускаемая под торговой маркой ΚΥ бе 11у фирмой боЬпзоп & 1о11п5оп. или сахарный сироп.

Датчик 1704 предпочтительно снабжен элементами, показанными на фиг. 15, от источника света 1502 до одного или более средства для улавливания изображения. Для гарантии оптимального действия устройства согласно изобретению на пути света между поляризатором 1510 и поляризатором 1520 не должно находиться ничего, деполяризующего свет. Например, присутствие пыли на пути света между поляризатором 1510 и поляризатором 1520 приведет к ухудшению характеристик устройства. Кроме того, компоненты датчика 1704 предпочтительно выполнены из недеполяризующего материала, т.е. из материала, который не деполяризует свет. Особенно предпочтительным материалом для компонентов датчика 1704 является недеполяризующий полимерный материал, поставляемый фирмой Кобак под торговой маркой КОБАСЕЬ. Другими подходящими материалами для компонентов, помещенных на световом пути, являются стекло и кварц. Предпочтительным материалом для создающего изображение конца датчика 1704 является стекло. Сигнал (такой как сигналы 1562 и 1572 показаны на фиг. 15) передается от датчика 1704 к блоку обработки и хранения данных 1708.

На фиг. 17В показана переносная установка 1722. Переносная установка 1722 включает датчик 1724 и ременный (носимый на ремне) прибор 1726. Датчик 1724 может иметь такую же конфигурацию, как показанный на фиг. 17 А. Ременный прибор 1726 включает блок хранения и передачи данных 1728. Блок хранения и передачи данных 1728 получает сигналы от датчика 1724. Эти сигналы могут сохраняться посредством блока хранения и передачи данных 1728 для их обработки позднее. Альтернативно, эти сигналы могут передаваться посредством блока хранения и передачи данных 1728 на центральную обрабатывающую станцию (на фигуре не показана) для осуществления обработки и хранения. Эта центральная обрабатывающая станция может иметь конфигурацию, обеспечивающую постоянное хранение обрабатываемых данных, а также печатание и изображение результатов известным образом. Ременный прибор 1726 также включает гнездо 1729 для установки батарей и других подходящих источников питания.

Устройство ίη у1уо согласно настоящему изобретению может быть использовано для осуществления способа по изобретению, описанного выше. Особенно устройство ίη у1уо может быть использовано для определения объемной концентрации гемоглобина и билирубина в крови. Устройство ίη у1уо может быть также использовано для определения гематокритного числа и среднего объема эритроцитов. Устройство ίη у1уо может быть также использовано для определения числа лейкоцитов и тромбоцитов в единице объема крови. Для определения числа клеток, таких как лейкоциты или тромбоциты, источник света имеет конфигурацию источника пульсирующего света или вспышки для диафрагмирования анализируемого изображения с целью обеспечения возможности подсчета. Диафрагмирование, достигаемое посредством источника пульсирующего света, устраняет расплывчатость изображения, связанную с движением анализируемого изображения. Источник пульсирующего света предпочтительно синхронизирован с частотой кадров средства для улавливания изображения. Диафрагмирование может быть также достигнуто управлением обтюрацией средства для улавливания изображения. Получению изображения съемкой с диафрагмированием отдается предпочтение всегда, когда по анализируемому изображению требуется подсчитать число клеток. Изображение, полученное съемкой с диафрагмированием, может быть также использовано для определения других параметров, отличных от подсчета клеток, таких как параметры НЬ и Нс!. Однако такие другие параметры могут также быть определены без использования диафрагмирования.

Для сравнения лабораторных результатов измерения при использовании обычных лабораторных устройств с результатами измерений при использовании устройства ίη у1уо по изобретению были проведены эксперименты на поросятах с различной степенью анемии. У поросят забирали кровь при поддержании у них постоянного объема жидкости прикапыванием физиологического раствора. В процессе кровотечения измеряли концентрацию гемоглобина в различных точках посредством взятия образцов крови с использованием обычных Сои1!ег лабораторных устройств и устройства ίη у1уо по изобретению. На фиг. 8В показан график, иллюстрирующий сравнительное определение гемоглобина при различном уровне анемии, вызванной кровотечением (концентрация гемоглобина (в г/дл) как функция процентного отношения объема потери крови к общему объему крови) при использовании устройства Сои1!ег 81к.8 и устройства ίη у1уо по изобретению. Фиг. 8В показывает высокую степень корреляции (г = 0,91) результатов, полученных с использованием устройства Сои1!ег 81к.8 и устройства НЕМО8САЫ (устройство ίη У1Уо).

Устройство ίη у1уо использовали для проведения эксперимента на 23 здоровых людях в качестве объекта. Процедура предусматривала получение отраженных спектральных изображений с помощью датчика, прикладываемого к губе человека. Датчик помещали на внутренней стороне поверхности губы объекта (слизистая оболочка) при оптическом контакте либо при оптическом затворе, достигаемом посредством небольшого количества геля ΚΥ. На фиг. 8С показан график, иллюстрирующий сравнитель51 ное определение гемоглобина при использовании устройства СоиНсг §!к.§ и устройства ίη νίνο НЕМО8СЛЫ. Результаты показывают предсказуемое согласование в 83% при степени корреляции г = 0,68.

5. ίη νίίτο и другие виды аналитического использования.

Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть использована для улучшения визуализации отраженных изображений и для улучшения способности осуществлять количественный анализ с использованием отраженных изображений во многих областях использования, отличных от неинвазивного ίη νίνο анализа сосудистой системы. Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть легко использована для анализа характеристик крови ίη νίίτο. Описанные выше измерения ίη νίνο могут быть осуществлены ίη νίίτο посредством получения изображений крови, например, в пробирках или экспериментальной проточной секции. Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть использована для проведения измерений ίη νίίτο концентрации крови (параметры НЬ, Нс!), подсчета форменных элементов крови (параметры XV В С, ВВС, Р1!), определения характеристик клеток крови (МСУ, МСНС и гранулоциты) и составляющих частей плазмы (билирубин, меченые компоненты плазмы и меченые клетки).

Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть также использована для проведения количественных аналитических измерений красителей, чернил и химических реактивов, нанесенных в виде покрытия, например, на светонепроницаемую (непрозрачную) поверхность. Такой количественный анализ осуществляют по технике индикаторных полосок или индикаторных считываний, таких как могут быть использованы при анализе крови, определении беременности и определении глюкозы. Настоящее изобретение может быть использовано для измерения ίη νίίτο составляющих частей крови на бумажных индикаторных полосках. Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть использована в областях, требующих соответствия (подгона) окраски у двух или более окрашенных образцов. Техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть также использована в бороскопии, эндоскопии и ортоскопии для клинических целей.

На фиг. 19 показан график изменения оптической плотности как функции концентрации красителя для четырех образцов красителя анилинового красного (концентрации 1 (нормальной), 3Х (трехкратной), 10Х (десятикратной) и 20Х (двадцатикратной); см. ниже таблицу 1). Линия 1902 относится к данным, полученным для четырех образцов при использовании приборов обычной отражательной спектроскопии.

Такие обычные приборы обычно имеют небольшой рабочий диапазон обычно от 0,0 до 0,5 единиц оптической плотности. Одна единица оптической плотности соответствует 1 0кратному изменению интенсивности света, либо пропущенного, либо отраженного. Обычные устройства становятся нечувствительными, а спектральные линии плоскими при 0,5 единиц оптической плотности и не различают (линий) в области между двумя последними точками (концентрации 10Х и 20Х). Линия 1902 в этой области является плоской. Как показано на фиг. 20, при использовании отражательного колориметрического устройства, включающего кроссполяризаторы, линия 1904 содержит данные для тех же самых четырех образцов. При использовании отражательного колориметрического устройства согласно настоящему изобретению рабочий диапазон расширяется более чем до двух единиц оптической плотности (100-кратное изменение интенсивности). Ограничением при измерении последней концентрации (20Х) при использовании отражательного колориметрического устройства согласно настоящему изобретению является разрядность данных (8 бит), использованных в вычислениях. Разрешение 8 бит (2⁸=256) соответствует приблизительно 2,41 единиц оптической плотности. Для увеличения предельного числа единиц оптической плотности требуется дополнительное число бит. Например, 10 бит (2¹⁰=1024) соответствует приблизительно трем единицам оптической плотности (1000-кратное изменение интенсивности). Для измерения концентрации 20Х потребуется 15 бит. Результаты, представленные на фиг. 19, показывают, что техника кросс-поляризации согласно настоящему изобретению может быть также использована для колористического контроля печати, ткани и контроля партии красителя, для испытаний на индикаторных полосках, таких как испытания с использованием в качестве подложки бумаги, пленки или латекса, а также в других областях, требующих дифференциации по цвету.

Таблица Результаты измерений оптической плотности красителя в зависимости от его концентрации, в единицах оптической плотности

Концентрация	С использованием кросс-поляризаторов	С применением обычной аппаратуры
20Х	2,28	0,47
10Х	2,23	0,49
3Х	0,87	0,27
1	0,20	0,08
0	0,00	0,00

На фиг. 20 показан один из вариантов отражательного колориметрического устройства

2020. Устройство 2020 включает источник света

2022 и конденсорную линзу 2024. Для поляризации света от светового источника 2022 использован первый поляризатор 2026, имеющий плоскость поляризации, обозначенную цифрой

2027. Первый поляризатор 2026 размещен на световом пути между источником света 2022 и освещаемым объектом или отражающим субстратом 2042. Согласно одному из вариантов осуществления источник света 2022 содержит первый поляризатор 2026, таким образом, отдельного первого поляризатора не требуется. В этом варианте источник света 2022 является источником поляризованного света, таким как лазер или лазерный диод. Расщепитель луча 2028 отражает свет, поляризованный первым поляризатором, через линзу объектива 2030 на объект 2042.

Второй поляризатор 2034, имеющий плоскость поляризации, обозначенную цифрой 2035, расположен на пути отраженного света между объектом 2042 и детекторным средством 2036. Плоскость поляризации 2035 ориентирована под углом 90° относительно плоскости поляризации 2027. Средство спектральной селекции 2032, например фильтр для селекции излучения по длинам волн, расположено на пути отраженного света.

Во время работы устройства освещающий свет 2038 от источника света 2022 проходит через конденсорную линзу 2024 и поляризуется первым поляризатором 2026. Поляризованный свет 2040 отражается от лучевого расщепителя 2028 и фокусируется посредством линзы объектива 2030 на объекте 2042. Отраженный свет 2044 от объекта 2042 проходит через линзу 2030, расщепитель луча 2028, средство спектральной селекции 2032 и второй поляризатор 2034. Отраженный свет 2046, прошедший через скрещенные поляризаторы, обнаруживается детекторным средством 2036.

Детекторным средством 2036 может являться любое устройство, пригодное для обнаружения отраженного света 2046. Подходящее детекторное средство включает фотодетектор, фотоэлемент или другие устройства, способные измерять интенсивность отраженного света 2046. Подходящее детекторное средство 2036 включает также камеру. Устройство 2020 может быть также использовано для осуществления анализа крови с использованием образцов крови, помещенной в пробирку или экспериментальную проточную секцию.

6. Заключение.

Несмотря на то, что выше описаны различные возможности варианта осуществления настоящего изобретения, следует иметь в виду, что они приведены только в качестве примера, а не с целью ограничения объема изобретения. Например, техника кросс-поляризации по настоящему изобретению может быть использована везде, где требуется видеть кровообращение через ткань. Техника кросс-поляризации может быть также использована для получения изображения окрашенной ткани ίη кйи. Техника кросс-поляризации по настоящему изобретению может быть также использована в аналитиче ских целях, ίη νίνο или ίη νίίτο, требующих оптических измерений или визуальных наблюдений отраженных характеристик объекта. Следовательно, объем и область использования настоящего изобретения не должны ограничиваться любыми из приведенных выше примеров осуществления, но должны быть определены лишь нижеследующими пунктами формулы изобретения и их эквивалентами.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

1. Способ измерения характеристик поглощающего объекта, расположенного внутри тела и под его поверхностью, включающий направление светового излучения, поляризованного в первой плоскости, на поверхность тела, пропускание светового излучения, отраженного от подповерхностной области тела, расположенной за измеряемым объектом, через анализатор со второй плоскостью поляризации, практически перпендикулярной первой плоскости поляризации, обнаружение отраженного излучения после его прохождения через анализатор, измерение характеристик объекта как функции отношения между интенсивностью отраженного излучения, поглощенного измеряемым объектом, и интенсивностью отраженного излучения, не поглощенного измеряемым объектом.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что измерение характеристик объекта осуществляют путем обнаружения отраженного излучения с первой длиной волны, поглощаемой измеряемым объектом, и отраженного излучения со второй длиной волны, не поглощаемой измеряемым объектом, и определения отрицательного логарифма частного отделения интенсивности излучения с первой длиной волны на интенсивность излучения со второй длиной волны.
3. Способ по п.2, отличающийся тем, что излучение с первой и второй длиной волны получают пропусканием отраженного излучения через первый и второй фильтры длин волн, соответственно.
4. Способ по любому из пп.1-3, отличающийся тем, что обнаруженное отраженное излучение представляют в виде изображений измеряемого объекта.
5. Способ по п.4, отличающийся тем, что из изображения измеряемого объекта выделяют подлежащее анализу изображение.
6. Способ по любому из пп.1-5, отличающийся тем, что тело содержит капиллярнососудистую систему живого организма, а измеряемый объект представляет собой кровь, находящуюся в сосуде указанной капиллярнососудистой системы.
7. Способ по п.6, отличающийся тем, что для отделения движущейся части изображения от стационарной части изображения получают изображения одного и того же участка сосуда в первый и второй моменты времени и вычитают первое изображение из второго изображения.
8. Способ по п.6, отличающийся тем, что первая длина волны равна 550 нм, а вторая длина волны равна 650 нм.
9. Способ по п.6, отличающийся тем, что выделение подлежащего анализу изображения проводят с использованием критерия пространственной частоты клеток крови.
10. Способ по п.6, отличающийся тем, что измеряемой характеристикой является объемная концентрация гемоглобина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения.
11. Способ по п.6, отличающийся тем, что измеряемыми характеристиками являются гематокритное число, определяемое через объем клеток на единицу объема крови, объемная концентрация гемоглобина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения, и средний объем эритроцитов.
12. Способ по п.6, отличающийся тем, что измеряемой характеристикой является объемная концентрация билирубина в крови, определяемая по средней интенсивности отраженного излучения.
13. Способ по п. 12, отличающийся тем, что первая длина волны равна 450 нм, а вторая длина волны равна 600 нм.
14. Устройство для осуществления способа по п.1, содержащее источник (1502) света для освещения поглощающего объекта, расположенного под поверхностью тела, поляризатор (1510) для поляризации излучения источника света, детекторное средство (1560) для обнаружения излучения, отраженного от подповерхностной области тела, анализатор (1520), расположенный на пути указанного отраженного излучения между объектом и детекторным средством, плоскость поляризации которого перпендикулярна плоскости поляризации указанного поляризатора, и средство измерения характеристик отраженного излучения, обнаруженного детекторным средством, как функции отношения между интенсивностью отраженного излучения, не поглощенного указанным объектом, и интенсивностью отраженного излучения после поглощения указанным объектом, связанное с выходом указанного детекторного средства.
15. Устройство по п. 14, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит расщепитель луча (1518), установленный с обеспечением образования пути излучения между указанным источником света и освещенным объектом и пути излучения для передачи изображения объекта в лучах, отраженных от освещаемого объекта на глубине, меньшей длины многократного рассеяния.
16. Устройство по п. 14 или 15, отличающееся тем, что указанное детекторное средство включает камеру для улавливания изображения объекта в отраженных лучах.
17. Устройство по любому из пп. 14-16, отличающееся тем, что освещаемым объектом является кровь, а указанное детекторное средство включает средство улавливания изображения крови в лучах, отраженных от освещаемой крови на глубине, меньшей длины многократного рассеяния, и распространяющихся вдоль пути отраженного излучения между освещаемой кровью и указанным средством улавливания изображения.
18. Устройство по п.17, отличающееся тем, что оно содержит дихроичное зеркало (1540), установленное на пути отраженного излучения между указанным анализатором и указанным детекторным средством с обеспечением разделения изображения объекта в отраженных лучах, пропускания первой части отраженного излучения к указанному детекторному средству и отражения второй части отраженного излучения, и дополнительное средство (1570) улавливания изображения, установленное с возможностью улавливания второй части отраженного излучения.
19. Устройство по п.18, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит первое средство (1552) спектральной селекции, расположенное на пути отраженного излучения между указанным дихроичным зеркалом и указанным средством улавливания изображения, и второе средство (1554) спектральной селекции, расположенное на пути отраженного излучения между указанным дихроичным зеркалом и указанным дополнительным средством улавливания изображения.
20. Устройство по п.19, отличающееся тем, что первое средство спектральной селекции выделяет длину волны 550 нм, а второе средство спектральной селекции выделяет длину волны 650 нм.
21. Устройство по любому из пп. 14-17, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит линзу объектива, расположенную между указанным поляризатором и объектом, а указанное детекторное средство расположено в плоскости увеличенного изображения указанной линзы объектива.
22. Устройство по любому из пп. 1 4-1 7, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит средство (1540) разделения отраженного излучения, установленное на пути отраженного излучения между указанным анализатором и указанным детекторным средством с обеспечением разделения излучения, отраженного от освещаемого объекта, пропускания первой части отраженного излучения к указанному детекторному средству и отражения второй части отраженного излучения, и дополнительное детекторное средство (1570), установленное с возможностью обнаружения второй части отраженного излучения.
23. Устройство по любому из пп. 14-17, отличающееся тем, что указанное детекторное средство дополнительно содержит фотодетектор.
24. Устройство по любому из пп. 14-17, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит дихроичный сепаратор (1540), расположенный на пути отраженного излучения между указанным анализатором и указанным детекторным средством.
25. Устройство по любому из пп. 14-17, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит средство (1540) разделения изображения объекта в отраженных лучах на первую и вторую части, расположенное на пути отраженного излучения между указанным анализатором и указанным средством улавливания изображения.
26. Устройство по п.25, отличающееся тем, что указанное средство разделения изображения включает дихроичное зеркало, пропускающее первую часть отраженного излучения к указанному средству улавливания изображения и отражающее вторую часть отраженного излучения.
27. Устройство по п.25 или 26, отличающееся тем, что оно содержит дополнительное средство (1570) улавливания изображения, установленное с возможностью улавливания указанной второй части отраженного излучения.
28. Устройство по п.27, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит средство (1554) спектральной селекции, расположенное на пути отраженного излучения между указанным дихроичным зеркалом и указанным дополнительным средством улавливания изображения.
29. Устройство по любому из пп. 14-17, отличающееся тем, что указанное средство измерения характеристик отраженного излучения представляет собой средство (1580) корректирования и анализа изображения, связанное с указанным средством улавливания изображения с возможностью корректирования и анализа изображения.