RU2657294C1 - Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo - Google Patents
Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo Download PDFInfo
- Publication number
- RU2657294C1 RU2657294C1 RU2016149446A RU2016149446A RU2657294C1 RU 2657294 C1 RU2657294 C1 RU 2657294C1 RU 2016149446 A RU2016149446 A RU 2016149446A RU 2016149446 A RU2016149446 A RU 2016149446A RU 2657294 C1 RU2657294 C1 RU 2657294C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- optical
- connect
- fluorescence
- radiation
- filter unit
- Prior art date
Links
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 title claims abstract description 65
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 title claims abstract description 11
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 66
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims abstract description 35
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims abstract description 28
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 25
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims abstract description 6
- 238000005286 illumination Methods 0.000 claims description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 13
- 230000005284 excitation Effects 0.000 abstract description 11
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 55
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 30
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 22
- 238000000034 method Methods 0.000 description 17
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 11
- 238000002189 fluorescence spectrum Methods 0.000 description 10
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 9
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 7
- 230000006870 function Effects 0.000 description 7
- 238000002428 photodynamic therapy Methods 0.000 description 6
- 239000003504 photosensitizing agent Substances 0.000 description 6
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 6
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 5
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 5
- NTYJJOPFIAHURM-UHFFFAOYSA-N Histamine Chemical compound NCCC1=CN=CN1 NTYJJOPFIAHURM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 4
- 238000001506 fluorescence spectroscopy Methods 0.000 description 4
- 210000004400 mucous membrane Anatomy 0.000 description 4
- QZAYGJVTTNCVMB-UHFFFAOYSA-N serotonin Chemical compound C1=C(O)C=C2C(CCN)=CNC2=C1 QZAYGJVTTNCVMB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 238000006862 quantum yield reaction Methods 0.000 description 3
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 3
- INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 2-(furan-2-yl)-7-methyl-1h-1,8-naphthyridin-4-one Chemical compound N=1C2=NC(C)=CC=C2C(O)=CC=1C1=CC=CO1 INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 2
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 108010002255 deoxyhemoglobin Proteins 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 2
- 229960001340 histamine Drugs 0.000 description 2
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 2
- 238000001028 reflection method Methods 0.000 description 2
- 210000003296 saliva Anatomy 0.000 description 2
- 229940076279 serotonin Drugs 0.000 description 2
- 238000002798 spectrophotometry method Methods 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 2
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 1
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 1
- 102000016942 Elastin Human genes 0.000 description 1
- 108010014258 Elastin Proteins 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 238000012897 Levenberg–Marquardt algorithm Methods 0.000 description 1
- 238000004847 absorption spectroscopy Methods 0.000 description 1
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 1
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 1
- 239000013060 biological fluid Substances 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 238000001574 biopsy Methods 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000004587 chromatography analysis Methods 0.000 description 1
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 229920002549 elastin Polymers 0.000 description 1
- 238000000295 emission spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000029142 excretion Effects 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 1
- 238000002795 fluorescence method Methods 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 1
- 238000012623 in vivo measurement Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 210000002200 mouth mucosa Anatomy 0.000 description 1
- BOPGDPNILDQYTO-NNYOXOHSSA-N nicotinamide-adenine dinucleotide Chemical compound C1=CCC(C(=O)N)=CN1[C@H]1[C@H](O)[C@H](O)[C@@H](COP(O)(=O)OP(O)(=O)OC[C@@H]2[C@H]([C@@H](O)[C@@H](O2)N2C3=NC=NC(N)=C3N=C2)O)O1 BOPGDPNILDQYTO-NNYOXOHSSA-N 0.000 description 1
- 229930027945 nicotinamide-adenine dinucleotide Natural products 0.000 description 1
- 230000005693 optoelectronics Effects 0.000 description 1
- 239000005416 organic matter Substances 0.000 description 1
- 238000006213 oxygenation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 238000011197 physicochemical method Methods 0.000 description 1
- 150000004032 porphyrins Chemical class 0.000 description 1
- 230000008439 repair process Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 238000009827 uniform distribution Methods 0.000 description 1
- 230000035899 viability Effects 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
- G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
- G02B6/04—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings formed by bundles of fibres
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине и медицинской технике и предназначено для количественной оценки флюоресценции и оптических свойств тканей in vivo.The invention relates to medicine and medical equipment and is intended for the quantitative assessment of fluorescence and optical properties of tissues in vivo.
Известно много способов и устройств для определения концентраций интересующих биохимических составляющих ткани. Известно устройство для прямого определения количественных параметров клеточных структур (патент RU 2152023, G01N 21/59, опубл. 27.06.2000 г.), выполненное в виде цитофотометрический окуляр-приставки к серийному микроскопу, измерение на которой осуществляется по принципу сравнения и уравнивания интенсивности светового пучка, прошедшего через выделенный из организма измеряемый объект (ядро, клетку, часть микроструктуры клеточной ткани) и эталон.Many methods and devices are known for determining the concentrations of biochemical constituents of tissue of interest. A device for the direct determination of the quantitative parameters of cell structures (patent RU 2152023, G01N 21/59, publ. 06/27/2000), made in the form of a cytophotometric eyepiece attachment to a serial microscope, the measurement of which is carried out according to the principle of comparison and equalization of light intensity a beam passing through a measurable object isolated from the body (nucleus, cell, part of the microstructure of cell tissue) and a standard.
Также известно устройство для определения концентрации органического вещества в ткани (патент RU 2016540, A61N 5/00, опубл. 30.07.1994 г.), которое после введения подкожной иглы в ткань нагнетает несколько микролитров перфузата в анализатор, измеряющий, например, электрическую проводимость перфузата и рассчитывающий концентрацию биологического вещества по данной величине.Also known is a device for determining the concentration of organic matter in tissue (patent RU 2016540,
Главным недостатком данных устройств и соответствующих методик проведения исследований является их инвазивность. Устройства предполагают измерения in vitro, а следовательно, время получения результатов слишком велико и ограничивает сферу применения данных методов.The main disadvantage of these devices and the corresponding research methods is their invasiveness. Devices involve in vitro measurements, and therefore, the time to obtain results is too long and limits the scope of these methods.
Также широко известно о таких физико-химических способах определения концентрации веществ в биологических жидкостях, как хроматографические методы (например, патент RU 2044317, G01N 30/06, опубл. 20.09.1995 г.) или способы определения концентрации веществ, например серотонина и гистамина, при помощи химических реакций и/или регистрации флюоресценции биожидкостей, например слюны (патент RU 2244307, G01N 33/52, опубл. 10.01.2005 г.). Методы предполагают экстрагирование в данном случае серотонина и гистамина из слюны, проведение ряда химических реакций и регистрацию спектров флюоресценции продуктов этих реакций. По интенсивности флюоресценции проводятся расчеты концентраций интересующих составляющих исследуемой биожидкости.It is also widely known about such physicochemical methods for determining the concentration of substances in biological fluids, such as chromatographic methods (for example, patent RU 2044317, G01N 30/06, publ. 09/20/1995) or methods for determining the concentration of substances, for example serotonin and histamine, using chemical reactions and / or registration of fluorescence of bioliquids, such as saliva (patent RU 2244307, G01N 33/52, publ. 10.01.2005). The methods involve extraction of serotonin and histamine from saliva in this case, a series of chemical reactions, and registration of fluorescence spectra of the products of these reactions. The fluorescence intensity is used to calculate the concentrations of the constituents of interest for the studied biofluid.
Для таких способов к недостаткам вышеперечисленных устройств можно добавить еще и необходимость использования расходных материалов.For such methods, the disadvantages of the above devices can also be added the need for consumables.
Известны также системы, в которых содержание флюоресцирующих веществ в исследуемом объекте проводится путем визуальной оценки флюоресценции биологического объекта in vivo. Например, в статье (Булгакова Н.Н., Волков Е.А., Позднякова Т.И. Аутофлуоресцентная стоматоскопия как метод онкоскрининга заболеваний слизистой оболочки рта. Российский стоматологический журнал, 2015, 19 (1), с. 27-30) используется метод аутофлуоресцентной визуализации. Для его реализации пользователь использует специальные очки, позволяющие наблюдать возникающее эндогенное свечение флюорофора.Also known systems in which the content of fluorescent substances in the test object is carried out by visual assessment of the fluorescence of a biological object in vivo. For example, in the article (Bulgakova N.N., Volkov E.A., Pozdnyakova T.I. Autofluorescence stomatoscopy as a method for oncoscreening diseases of the oral mucosa. Russian Dental Journal, 2015, 19 (1), pp. 27-30) used autofluorescence imaging method. For its implementation, the user uses special glasses that allow you to observe the emerging endogenous fluorophore glow.
Однако визуальный количественный контроль содержания флюорофора в тканях порождает большие ошибки и неточности, вызванные субъективностью восприятия зрительным анализатором оптического излучения различных длин волн.However, visual quantitative control of the fluorophore content in tissues generates large errors and inaccuracies caused by the subjectivity of the visual analyzer to perceive optical radiation of various wavelengths.
К устройствам, способным in vivo измерять количественное содержание флюоресцирующих веществ в тканях и слизистых оболочках, следует отнести ряд приборов, использующихся для контроля фотодинамической терапии (ФДТ). Известно, что ФДТ предполагает введение в организм пациента экзогенных фотосенсибилизаторов (ФС), селективно накапливающихся в опухоли. Для определения границ опухоли, а также для контроля динамики накопления и выведения ФС используют флюоресцентные методы измерения содержания ФС в области патологии и в здоровых (интактных) тканях. Среди отечественных приборов для этих целей можно упомянуть ряд лазерных установок для флюоресцентной диагностики и контроля фотодинамической терапии. В статье (Линьков Г.К., Березин А.Н., Лощенов В.Б. Аппаратура для флюоресцентной диагностики и фотодинамической терапии. Российский биотерапевтический журнал, 2005, 4 (4), с. 114-119) описан принцип действия одной из таких систем (ЛЭСА-01-Биоспек). Установка состоит из спектрометра, лазера с фильтрами и системой ввода излучения в оптическое волокно в качестве источника света для возбуждения флюоресценции, а также волоконно-оптического диагностического зонда. Зонд включает в себя приемные и облучающие волокна, конструктивно объединенные в дистальной части. Дистальный конец зонда может быть введен в биопсийный канал эндоскопа для диагностики внутренних органов или в пункционную иглу для проведения измерений внутри ткани. Использование компьютерной программы, обрабатывающей сигнал со спектрометра, позволяет в реальном масштабе времени определять в относительных единицах степень накопления фотосенсибилизатора в исследуемой ткани, наблюдать спектры, измерять их параметры, а также производить вычисления площадей под спектральными кривыми и определять другие параметры спектров.Devices capable of measuring the quantitative content of fluorescent substances in tissues and mucous membranes in vivo include a number of instruments used to control photodynamic therapy (PDT). It is known that PDT involves the introduction into the patient's body of exogenous photosensitizers (PS) that selectively accumulate in the tumor. To determine the boundaries of the tumor, as well as to control the dynamics of the accumulation and excretion of FS, fluorescence methods are used to measure the content of PS in the field of pathology and in healthy (intact) tissues. Among domestic devices for these purposes, we can mention a number of laser systems for fluorescence diagnostics and control of photodynamic therapy. The article (Linkov GK, Berezin AN, Loshchenov VB Equipment for fluorescence diagnostics and photodynamic therapy. Russian Biotherapeutic Journal, 2005, 4 (4), pp. 114-119) describes the principle of operation of one of such systems (LESA-01-Biospek). The setup consists of a spectrometer, a laser with filters, and a system for introducing radiation into an optical fiber as a light source for exciting fluorescence, as well as a fiber-optic diagnostic probe. The probe includes receiving and irradiating fibers, structurally combined in the distal part. The distal end of the probe can be inserted into the biopsy channel of the endoscope to diagnose internal organs or into a puncture needle for measurements within the tissue. Using a computer program that processes the signal from the spectrometer allows real-time determination in relative units of the degree of accumulation of the photosensitizer in the tissue under study, to observe the spectra, measure their parameters, and also calculate the areas under the spectral curves and determine other parameters of the spectra.
Известен также диагностический комплекс для измерения медико-биологических параметров кожи и слизистых оболочек in vivo компании ООО «ЛАЗМА» (патент RU 2337608, G01N 21/47, опубл. 10.11.2008 г.). В этом комплексе излучение с определенной длиной волны от блока источников первичного оптического излучения доставляется к поверхности ткани при помощи жгута оптических волокон, дистальный конец которого контактирует с поверхностью исследуемой ткани. Вторичное излучение по приемным волокнам жгута транспортируется в блок оптико-электронной системы регистрации и устройство сбора и трансляции данных. Блок обработки результатов диагностики выводит на экран монитора зависимость интенсивности излучения от длины волны, дополнительными алгоритмами обработки данных прибор не оснащен.Also known is a diagnostic complex for measuring the biomedical parameters of the skin and mucous membranes in vivo of the company LAZMA LLC (patent RU 2337608, G01N 21/47, publ. 10.11.2008). In this complex, radiation with a certain wavelength from a block of sources of primary optical radiation is delivered to the surface of the tissue using a bundle of optical fibers, the distal end of which is in contact with the surface of the tissue under study. Secondary radiation along the receiving fibers of the bundle is transported to the block of the optoelectronic registration system and a data acquisition and transmission device. The diagnostic results processing unit displays the dependence of the radiation intensity on the wavelength on the monitor screen; the device is not equipped with additional data processing algorithms.
В этих двух устройствах при количественном анализе спектров вторичного излучения и флюоресценции, выведенных на монитор прибора или персонального компьютера (ПК), также возникает ряд затруднений и неточностей. Известно, что величина интенсивности флюоресценции любого объекта зависит от мощности зондируемого излучения, геометрии измерения, а также, что немаловажно, от рассеивающих и поглощающих свойств самого объекта. Попытки учесть данные особенности привели к возникновению различных алгоритмов нормировки и появлению различных неуинфицированных диагностических критериев (Рогаткин Д.А., Приснякова О.А., Моисеева Л.Г., Черкасов А.С. Анализ точности лазерной клинической флюоресцентной диагностики. // Измерительная техника, 1998, №7, С. 58-61; Лощенов В.Б., Волкова А.И., Прохоров A.M., Стратонников А.А. Портативная спектроскопическая система для флюоресцентной диагностики опухолей и контроля за фотодинамической терапией. // Росс. Химический журнал, 1998, XLII, №5, С. 50-53; Рогаткин Д.А. Физические основы лазерной клинической флюоресцентной спектроскопии in vivo. Лекция // Медицинская физика, 2014, №4, с. 78-96).In these two devices, when quantitatively analyzing the spectra of secondary radiation and fluorescence displayed on the monitor of a device or personal computer (PC), a number of difficulties and inaccuracies also arise. It is known that the magnitude of the fluorescence intensity of any object depends on the power of the probed radiation, the measurement geometry, and also, importantly, on the scattering and absorbing properties of the object itself. Attempts to take these features into account led to the emergence of various normalization algorithms and the appearance of various uninfected diagnostic criteria (Rogatkin D.A., Prisnyakova O.A., Moiseeva L.G., Cherkasov A.S.Accuracy analysis of laser clinical fluorescence diagnostics. // Measuring technics, 1998, No. 7, pp. 58-61; Loshchenov VB, Volkova AI, Prokhorov AM, Stratonnikov AA A portable spectroscopic system for fluorescence tumor diagnosis and control of photodynamic therapy. // Ross. Chemical Journal, 1998, XLII, No. 5, P. 50-53; P Gatkin DA Physical basis of clinical laser fluorescence spectroscopy in vivo. Lecture // Medical Physics, 2014,
Кроме того, большинство таких критериев, скорее, связаны с оптическими, но не биологическими свойствами среды. Поэтому крайне важно осуществить переход от физических величин к медико-биологическим параметрам ткани или слизистых, в частности к количественной интерпретации результатов в уровнях накопления или концентрации флюорофоров в ткани. В связи с этим к основному недостатку вышеописанных приборов следует отнести отсутствие физически обоснованного преобразования измеренных оптических величин в концентрации флюоресцирующих веществ и отсутствие, соответственно, необходимых аппаратных и программных средств для этого.In addition, most of these criteria are more likely related to the optical, but not biological properties of the medium. Therefore, it is extremely important to carry out the transition from physical quantities to biomedical parameters of the tissue or mucous membranes, in particular to a quantitative interpretation of the results in the levels of accumulation or concentration of fluorophores in the tissue. In this regard, the main disadvantage of the above-described devices is the lack of physically justified conversion of the measured optical quantities to the concentration of fluorescent substances and the absence, respectively, of the necessary hardware and software for this.
Обобщая сказанное, все известные диагностические системы и методы, предназначенные для оценки содержания флюорофоров в тканях, как правило, представляют собой комбинацию аппаратной части - узлов и блоков, необходимых для проведения спектроскопических измерений, в частности: волоконно-оптический датчик, спектрометр, источник света, система управления и вычислительная техника, и программного обеспечения, то есть алгоритмов обработки исходных данных для восстановления количественного спектра флюоресценции и вычисления концентрации флюорофоров. Программная часть, как правило, включает алгоритм расчета оптических свойств ткани, которые в дальнейшем используются для вычисления концентрации флюорофоров. Для определения оптических свойств (коэффициентов отражения, рассеяния, поглощения и др.) в широком диапазоне спектра такие устройства, помимо лазеров, обычно снабжены дополнительным источником белого света. В этом случае известна методика, когда до или после зондирования поверхности исследуемой ткани лазерным излучением, возбуждающим флюоресценцию, и снятия вторичного спектра происходит воздействие на эту же область белым светом с целью получения спектров диффузного отражения (патенты СА 2576264 A1, US 20110042580 A1 и др.).Summarizing the aforesaid, all known diagnostic systems and methods designed to assess the content of fluorophores in tissues, as a rule, are a combination of hardware - units and blocks necessary for spectroscopic measurements, in particular: fiber-optic sensor, spectrometer, light source, control system and computer engineering, and software, that is, algorithms for processing the source data to restore the quantitative spectrum of fluorescence and calculate the concentration of flu Orophors. The software part, as a rule, includes an algorithm for calculating the optical properties of tissue, which are then used to calculate the concentration of fluorophores. To determine the optical properties (reflection, scattering, absorption, etc.) in a wide range of the spectrum, such devices, in addition to lasers, are usually equipped with an additional source of white light. In this case, the technique is known when, before or after sounding the surface of the test tissue with laser radiation that excites fluorescence, and the secondary spectrum is taken, white light is applied to the same region to obtain diffuse reflection spectra (patents CA 2576264 A1, US 20110042580 A1, etc. )
Наиболее близким к предлагаемому изобретению является устройство для количественной оценки флюоресценции и оптических свойств тканей (заявка РСТ WO 2011088571 А1, опубл. 28.07.2011 г.). Данное устройство предназначено для количественного определения концентрации флюоресценции и оптических свойств мутной среды, такой как биологическая ткань, и используется для получения количественного спектра флюоресценции (то есть скорректированного спектра флюоресценции с учетом оптических параметров ткани) и концентрации флюорофоров. Устройство включает в себя оптический зонд, на дистальном коне которого находится наконечник, обеспечивающий возможность непосредственного контакта зонда с поверхностью ткани, а на приборном конце расположены разъемы для его соединения с источниками и приемниками излучения, при этом зонд включает в себя четыре и более отдельных оптических волокна, выполненных с возможностью соединения при помощи наконечников-разъемов к системе управления; по меньшей мере три светодиода, по меньшей мере один из которых выполнен с возможностью возбуждения флюоресценции, а по меньшей мере два других светодиода выполнены с возможностью обеспечения измерения спектров диффузного отражения; спектрометр, взаимодействующий с устройством обработки; детектор вторичного излучения, по меньшей мере, два источника белого света для снятия спектров диффузного отражения; систему контроля первичного и вторичного излучений, содержащую блок вывода данных, управляемую устройством обработки (например, компьютером) через порт вывода данных; блок вывода данных выполнен с возможностью управления по меньшей мере тремя светодиодами; по меньшей мере, четыре порта подключения, выполненных с возможностью соединения с системой контроля первичного и вторичного излучений, при этом по меньшей мере три из них выполнены с возможностью соединения оптических волокон с источниками первичного излучения, а один выполнен с возможностью соединения приемного волокна с детектором посредством разъема, расположенного на конце волокна, подключаемого к спектрометру с соответствующим фильтром; и источник питания.Closest to the proposed invention is a device for the quantitative assessment of fluorescence and optical properties of tissues (PCT application WO 2011088571 A1, publ. July 28, 2011). This device is intended for the quantitative determination of the fluorescence concentration and optical properties of a turbid medium, such as biological tissue, and is used to obtain a quantitative fluorescence spectrum (i.e., an adjusted fluorescence spectrum taking into account the optical parameters of the tissue) and the concentration of fluorophores. The device includes an optical probe, on the distal horse of which there is a tip, which allows direct contact of the probe with the tissue surface, and connectors are located on the instrument end for connecting it to radiation sources and receivers, while the probe includes four or more separate optical fibers made with the possibility of connection with the help of lugs-connectors to the control system; at least three LEDs, at least one of which is configured to excite fluorescence, and at least two other LEDs are configured to measure diffuse reflection spectra; spectrometer interacting with the processing device; a secondary radiation detector, at least two white light sources for recording diffuse reflection spectra; a primary and secondary radiation monitoring system comprising a data output unit controlled by a processing device (eg, a computer) via a data output port; a data output unit is configured to control at least three LEDs; at least four connection ports configured to connect to a primary and secondary radiation monitoring system, at least three of them are configured to connect optical fibers to primary radiation sources, and one is configured to connect the receiving fiber to the detector by a connector located at the end of the fiber connected to the spectrometer with an appropriate filter; and power source.
Оптоволоконный зонд включает в себя четыре и более отдельных оптических волокна, оформленных в отдельные жгуты, которые при помощи наконечников-разъемов присоединяются к системе управления. Волокна на дистальном конце основного жгута выстроены в линейный массив с различными известными расстояниями (d) друг от друга. Одна пара источник-детектор используется для измерения спектра флюоресценции тканей. Другие пары волокон используются для измерения диффузных спектров отражения на разных расстояниях.An optical fiber probe includes four or more separate optical fibers, arranged in separate bundles, which are connected to the control system with the help of terminal connectors. The fibers at the distal end of the main tow are lined up in a linear array with different known distances (d) from each other. One pair of source-detector is used to measure the fluorescence spectrum of tissues. Other fiber pairs are used to measure diffuse reflection spectra at different distances.
Обработка данных осуществляется программно на ПК. ПК может включать в себя программное обеспечение для сбора данных с устройства, в частности, в нем программно задается последовательность измерений.Data processing is carried out programmatically on a PC. The PC may include software for collecting data from the device, in particular, it sets the sequence of measurements programmatically.
Пример минимально необходимых измерений для этого устройства:An example of the minimum required measurements for this device:
1. Белый свет: спектр отражения на расстоянии d1=260 мкм1. White light: reflection spectrum at a distance d 1 = 260 μm
2. Белый свет: спектр отражения на расстоянии d2=520 мкм2. White light: reflection spectrum at a distance of d 2 = 520 μm
3. Спектр флюоресценции (405 нм возбуждение) на расстоянии d3=260 мкм3. The fluorescence spectrum (405 nm excitation) at a distance of d 3 = 260 μm
4. Сигнал фона.4. Background signal.
В этом примере последовательность измерений занимает приблизительно 0.5 секунд. Смена источников воздействия происходит при помощи сверхскоростного затвора.In this example, a measurement sequence takes approximately 0.5 seconds. The change of sources of exposure occurs with the help of an ultra-fast shutter.
Одним из существенных недостатков данного устройства является несоответствие диагностических объемов при проведении измерений на шагах 1-3. Из-за предложенной геометрии расположения оптических волокон область освещения источником возбуждения флюоресценции не совпадает с областью воздействия белого света, что заведомо приводит к неточности вычислений. Кроме того, при таком взаимном расположении осветительных и приемных волокон поворот наконечника зонда на незначительный угол вокруг своей оси приведет к смещению диагностического объема, т.е. к прохождению света через другие структуры ткани, а следовательно, сравнение повторных измерений может оказаться некорректным.One of the significant disadvantages of this device is the mismatch of the diagnostic volumes during the measurements in steps 1-3. Due to the proposed geometry of the arrangement of optical fibers, the illumination region of the fluorescence excitation source does not coincide with the region of white light exposure, which obviously leads to inaccurate calculations. In addition, with such a mutual arrangement of the lighting and receiving fibers, the rotation of the probe tip by a small angle around its axis will lead to a shift in the diagnostic volume, i.e. to the passage of light through other tissue structures, and therefore, comparison of repeated measurements may be incorrect.
Использование в данном устройстве нескольких волоконно-оптических расстояний для измерения диффузного отражения связано с методами измерения оптических свойств ткани. Авторами был предложен спектрально-ограниченный диффузный метод отражения, который позволяет использовать одну пару приемных и осветительных волокон, расположенных на расстоянии d. Поскольку выполняется только одно измерение спектра отражения при длине волны λ, решение для коэффициентов отражения (μr) и рассеяния (μs) опирается на спектральные ограничения, то есть на априорно постулированную взаимосвязь данных коэффициентов, которая затем может быть использована для нахождения абсолютных значений коэффициентов.The use of several fiber-optic distances in this device for measuring diffuse reflection is associated with methods for measuring the optical properties of tissue. The authors proposed a spectrally limited diffuse reflection method, which allows the use of one pair of receiving and lighting fibers located at a distance d. Since only one measurement of the reflection spectrum at a wavelength λ is performed, the solution for the reflection coefficients (μ r ) and scattering (μ s ) is based on spectral constraints, i.e., on the a priori postulated relationship of these coefficients, which can then be used to find the absolute values of the coefficients .
Недостатком предложенного алгоритма является сравнительно ограниченный диапазон значений оптических коэффициентов μr и μs, которые могут быть получены с помощью однократного измерения спектра диффузного отражения. Таким образом, одной из целей использования нескольких расстояний источник-детектор для измерения диффузного отражения в устройстве-прототипе является охват большего динамического диапазона оптических свойств.The disadvantage of the proposed algorithm is the relatively limited range of optical coefficients μ r and μ s , which can be obtained using a single measurement of the diffuse reflection spectrum. Thus, one of the goals of using multiple source-detector distances to measure diffuse reflection in a prototype device is to cover a larger dynamic range of optical properties.
В прототипе оптическое излучение на длине волны возбуждения с помощью оптоволоконного зонда доставляется к ткани, в которой происходит рассеяние и поглощение в соответствии с оптическими свойствами ткани. Когда фотоны первичного излучения поглощаются флюорофорами, некоторые из фотонов переизлучаются на длине волны флюоресценции в соответствии с квантовым выходом. Попадая в приемное волокно, расположенное на расстоянии d от освещающего, данные фотоны регистрируются детектором. Далее полагая, что измеренный поток флюоресценции (Fxm) линейно зависит от коэффициента диффузного отражения на длине волны эмиссии (Rm) в рамках предложенного спектрально-ограниченного диффузного приближения выражение для измеренного (нескорректированного) потока флюоресценции принимает вид:In the prototype, optical radiation at an excitation wavelength is delivered to a tissue using a fiber probe in which scattering and absorption occurs in accordance with the optical properties of the tissue. When photons of primary radiation are absorbed by fluorophores, some of the photons are re-emitted at the fluorescence wavelength in accordance with the quantum yield. Getting into the receiving fiber located at a distance d from the illuminating one, these photons are registered by the detector. Further, assuming that the measured fluorescence flux (F xm ) linearly depends on the diffuse reflection coefficient at the emission wavelength (R m ) within the framework of the proposed spectrally limited diffuse approximation, the expression for the measured (unadjusted) fluorescence flux takes the form:
Здесь Rt,x - коэффициент общего диффузного отражения, обозначающий долю фотонов возбуждения, которые диффузно отразились, зависящий от внутреннего параметра отражения k, а также от альбедо a(λx), которые определяются диффузионным приближением. Qx,m - квантовый выход флюоресценции, μ a ƒ,x - коэффициент поглощения флюорофора на длине волны возбуждения, μ а ,х - общий коэффициент поглощения, x - произвольная длина волны флюоресценции.Here, R t, x is the coefficient of total diffuse reflection, denoting the fraction of excitation photons that are diffusely reflected, depending on the internal reflection parameter k, and also on the albedo a (λ x ), which are determined by the diffusion approximation. Q x, m is the fluorescence quantum yield, μ a ƒ, x is the absorption coefficient of the fluorophore at the excitation wavelength, μ a , x is the total absorption coefficient, x is an arbitrary fluorescence wavelength.
Если вклад поглощения флюорофора пренебрежимо мал по сравнению с поглощением ткани, т.е. μaƒ,x<<μ а ,x, то уравнение для количественной флюоресценции принимает видIf the contribution of fluorophore uptake is negligible compared to tissue uptake, i.e. μ aƒ, x << μ a , x , then the equation for quantitative fluorescence takes the form
Очевидно, что если μ а ,х стремится к нулю, скорректированная, количественная флюоресценция ƒx,m не должна стремиться к нулю. Однако, основное ограничение, при котором верно уравнение (2), есть μ а ƒ,x<<μ а ,x, то есть при малом коэффициенте поглощения это уравнение будет недействительным.Obviously, if μ a , x tends to zero, the corrected, quantitative fluorescence ƒ x, m should not tend to zero. However, the main limitation in which the right equation (2), μ is a ƒ, x << μ a, x, i.e. with a small absorption coefficient the equation is invalid.
Вычисление спектра количественной флюоресценции по уравнению (2) требует знания оптических свойств ткани μ а ,х и μs,x'. Авторы используют волоконно-оптическую пару источник-коллектор для измерения спектра диффузного отражения и метод спектрально-ограниченного диффузного отражения. В качестве широкополосного источника возбуждения выступает белый свет со спектральным диапазоном 450-850 нм. Оптические свойства здесь обозначаются как μ а ,m и μs,m', где длина волны m - одна любая длина волны в диапазоне возбуждения.The calculation of the spectrum of quantitative fluorescence according to equation (2) requires knowledge of the optical properties of the tissue μ a , x and μ s, x '. The authors use a fiber-optic source-collector pair to measure the diffuse reflection spectrum and a spectrally limited diffuse reflection method. White light with a spectral range of 450-850 nm acts as a broadband excitation source. The optical properties here are denoted as μ a , m and μ s, m ', where the wavelength m is any one wavelength in the excitation range.
Спектр отражения измеряют с помощью приемного оптического волокна, расположенного на расстоянии d от осветительного волокна. Сигнал флюоресценции здесь считается пренебрежимо малым по сравнению с уровнем сигнала отражения. Поскольку существует только одно измерение коэффициента отражения на каждую длину волны, решение для μ а (λ) и μs'(λ) опирается на априорно принятые формы спектров поглощения и рассеяния в диапазоне возбуждения. Таким образом, ставится задача определения μ а (λ) и μs'(λ) по всему спектральному диапазону 450-850 нм, затем μ а (λ) и μs'(λ) извлекаются путем экстраполяции на нужную длину волны. Спектр поглощения моделируются в виде линейной комбинации вкладов отдельных оксигемоглобина и дезоксигемоглобина:The reflection spectrum is measured using a receiving optical fiber located at a distance d from the illuminating fiber. The fluorescence signal here is considered negligible compared to the level of the reflection signal. Since there is only one measurement of the reflection coefficient per wavelength, the solution for μ a (λ) and μ s ' (λ) is based on a priori accepted forms of absorption and scattering spectra in the excitation range. Thus, the task is to determine μ a (λ) and μ s '(λ) over the entire spectral range 450-850 nm, then μ a (λ) and μ s ' (λ) are extracted by extrapolation to the desired wavelength. The absorption spectrum is modeled as a linear combination of the contributions of individual oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin:
где μ а oxyHb(λ) и μ a deoxyHb(λ) - коэффициенты поглощения окси- и дезоксигемоглобина, соответственно, при концентрации 1 г/л. СHb - общая концентрация гемоглобина и StO2 - уровень оксигенации.where μ a oxyHb (λ) and μ a deoxyHb (λ) are the absorption coefficients of oxy- and deoxyhemoglobin, respectively, at a concentration of 1 g / l. With Hb is the total concentration of hemoglobin and StO 2 is the level of oxygenation.
Также в данных алгоритмах используется простая степенная зависимость спектра коэффициента рассеяния от длины волны:Also, these algorithms use a simple power law dependence of the spectrum of the scattering coefficient on the wavelength:
где А и b - константы.where A and b are constants.
Использование таких априорных спектров может быть справедливо лишь в определенном диапазоне значений коэффициентов μs'(λ), зависящем от d.The use of such a priori spectra can be valid only in a certain range of coefficients μ s ' (λ), depending on d.
Используя априорно известные спектры, диффузионное приближение и алгоритм Левенберга-Марквардта, авторы прототипа находят значение коэффициента отражения по формулеUsing a priori known spectra, the diffusion approximation, and the Levenberg-Marquardt algorithm, the prototype authors find the value of the reflection coefficient by the formula
Здесь 
Таким образом, снимая значение флюоресценции Fx,m на определенной длине волны x, по формуле (3), вычисляя коэффициент отражения для реперной области, используя спектр отражения белого света по формуле (5), вычислив R для длин волн возбуждения и флюоресценции по формуле (2), можно получить количественный параметр флюоресценции. Количественный спектр излучения fx,m далее может быть использован для количественной оценки концентрации флюорофора С, с учетом априорного базисного спектра флюоресценции δ(λ), эквивалентного одной единице измерения концентрации [мг/мл]. Исходя из этого ƒ(λ)=δ(λ)с, следовательно, применяя псевдоинверсию, получают:Thus, taking the fluorescence value F x, m at a specific wavelength x, by the formula (3), calculating the reflection coefficient for the reference region, using the white light reflection spectrum by the formula (5), calculating R for the excitation and fluorescence wavelengths by the formula (2), you can get a quantitative parameter of fluorescence. The quantitative emission spectrum f x, m can then be used to quantify the concentration of fluorophore C, taking into account the a priori basic fluorescence spectrum δ (λ), which is equivalent to one unit of concentration [mg / ml]. Based on this, ƒ (λ) = δ (λ) s, therefore, using pseudo-inversion, we obtain:
Алгоритм сложный и очень неточный, т.к. опирается на априорно принятые зависимости и справедлив лишь в определенном диапазоне значений оптических свойств.The algorithm is complex and very inaccurate, because relies on a priori accepted dependencies and is valid only in a certain range of optical properties.
Еще одним недостатком прототипа устройства является то, что в нем не предусмотрена коррекция влияния передаточной функции на показания измерений. Дело в том, что даже среди серии приборов, выпущенных одной компанией, измеренные спектры вторичного излучения одного и того же объекта могут не совпадать друг с другом (Рогаткин Д.А. и др. Метрологическое обеспечение методов и приборов неинвазивной медицинской спектрофотометрии // Мед. техника, №2, 2010. - с. 31-36). Для исключения таких ошибок необходимо иметь механизм калибровки, регулирующий отношение регистрируемых сигналов рассеяния и флюоресценции.Another disadvantage of the prototype device is that it does not provide for the correction of the influence of the transfer function on the measurement readings. The fact is that even among a series of devices produced by one company, the measured spectra of the secondary radiation of the same object may not coincide with each other (Rogatkin D.A. et al. Metrological support of methods and devices of non-invasive medical spectrophotometry // Med. Technique, No. 2, 2010. - pp. 31-36). To eliminate such errors, it is necessary to have a calibration mechanism that regulates the ratio of recorded scattering and fluorescence signals.
Таким образом, существует потребность в устройстве, лишенном вышеуказанных недостатков.Thus, there is a need for a device devoid of the above disadvantages.
Техническим результатом изобретения является устранение указанных выше недостатков устройства-прототипа и создание конструкции более точного и чувствительного спектрального устройства для in vivo измерения содержания фотосенсибилизаторов и других флюоресцирующих веществ в биологических тканях, которое позволит не только контролировать ход ФДТ, но и прогнозировать развитие и течение регенеративных процессов в тканях, определять их жизнеспособностей и отслеживать процессы резорбции устанавливаемых биодеградируемых имплантатов (матриксов) путем отслеживания содержания природных флюорофоров в тканях.The technical result of the invention is to eliminate the above disadvantages of the prototype device and create a more accurate and sensitive spectral device for in vivo measurement of the content of photosensitizers and other fluorescent substances in biological tissues, which will not only control the course of PDT, but also predict the development and course of regenerative processes in tissues, determine their viability and monitor the processes of resorption of established biodegradable implants (mat 'X') by monitoring the content of the natural fluorophores in the tissue.
Для достижения данного технического результата предлагаемое устройство для количественной оценки флюоресценции и оптических свойств тканей in vivo, содержащее оптический зонд, на дистальном конце которого находится наконечник, обеспечивающий возможность непосредственного контакта зонда с поверхностью ткани, а на проксимальном конце расположены наконечники-разъемы для его соединения с системой контроля, при этом зонд включает в себя систему транспортировки первичного излучения от блока источников к биологической ткани и вторичного излучения от биологической ткани к блоку фильтра, представленную несколькими отдельными оптическими волокнами, по меньшей мере одно из которых представляет собой приемное волокно и несколько осветительных волокон, и объединенными в общий жгут, разветвляющийся на проксимальном конце по меньшей мере на два осветительных и один приемный жгуты, выполненные с возможностью соединения при помощи наконечника-разъема с оптическими разъемами; систему контроля, включающую в себя блок источников первичного излучения, включающего в себя по меньшей мере один узкополосный источник излучения для возбуждения флуоресценции и по меньшей мере один источник белого света, блок фильтра, спектрометр, блок управления и входных данных, выполненный с возможностью соединения со всеми источниками первичного излучения и спектрометром, и блок питания; соответствующее количеству источников излучения количество оптических разъемов, выполненных с возможностью соединения с системой контроля и наконечниками-разъемами, при этом по меньшей мере один оптический разъем выполнен с возможностью соединения приемного жгута с блоком фильтра посредством наконечника-разъема, расположенного на конце приемного жгута, а остальные оптические разъемы выполнены с возможностью соединения оптических волокон осветительных жгутов с источниками первичного излучения; разъем данных, выполненный с возможностью подключения к компьютеру, и кабель питания, при этом выход блока управления и входных данных выполнен с возможностью соединения со входами источников первичного излучения, выходы которых выполнены с возможностью через оптические разъемы и наконечники-разъемы соединения со входом системы транспортировки излучения, выход системы транспортировки излучения выполнен с возможностью соединения со входом блока фильтра, выход блока фильтра выполнен с возможностью соединения со входом спектрометра, выход которого выполнен с возможностью соединения со входом блока управления и входных данных, выход которого выполнен с возможностью соединения через разъем данных с компьютером, отличается тем, что система транспортировки выполнена таким образом, что в дистальной части оптического зонда, обращенной к биологической ткани, по центру жгута оптических волокон расположено приемное оптическое волокно, выполненное с возможностью соединения с блоком фильтра, а вокруг приемного волокна по радиусу равномерно расположено по меньшей мере двадцать оптических волокон с возможностью соединения по меньшей мере с двумя источниками первичного излучения; блок фильтра, включающий в себя коллимирующую систему из двух фокусирующих линз, первая из которых является рассеивающей, а вторая собирающей, ослабляющий оптический фильтр, помещенный между линзами, и передвижное устройство, выполненное с возможностью перемещения фильтра перпендикулярно главной оптической оси линз.To achieve this technical result, the proposed device for quantifying the fluorescence and optical properties of tissues in vivo, containing an optical probe, at the distal end of which there is a tip that allows the probe to directly contact the tissue surface, and at the proximal end are connector tips for connecting it to control system, while the probe includes a system for transporting primary radiation from a block of sources to biological tissue and secondary from radiation from biological tissue to the filter unit, represented by several separate optical fibers, at least one of which is a receiving fiber and several lighting fibers, and combined into a common bundle, branching at least two illuminating and one receiving bundles at the proximal end, made with the possibility of connection using a tip-connector with optical connectors; a control system including a block of primary radiation sources, including at least one narrow-band radiation source for exciting fluorescence and at least one white light source, a filter unit, a spectrometer, a control unit and input data, configured to connect to all sources of primary radiation and a spectrometer, and a power supply; corresponding to the number of radiation sources, the number of optical connectors configured to connect to the monitoring system and ferrules, while at least one optical connector is configured to connect the receiving bundle to the filter unit by means of a ferrule located at the end of the receiving bundle, and the rest optical connectors are configured to connect optical fibers of lighting harnesses with primary radiation sources; a data connector configured to be connected to a computer, and a power cable, while the output of the control unit and input data is configured to connect to the inputs of the primary radiation sources, the outputs of which are configured to connect to the input of the radiation transportation system through optical connectors and ferrules , the output of the radiation transport system is configured to connect to the input of the filter unit, the output of the filter unit is configured to connect to the input of the spectrometer, in the output of which is configured to connect to the input of the control unit and input data, the output of which is configured to connect via a data connector to a computer, characterized in that the transportation system is designed in such a way that the center in the distal part of the optical probe facing the biological tissue an optical fiber bundle is located receiving optical fiber made with the possibility of connection with the filter unit, and at least twenty uniformly located around the receiving fiber radially be optical fibers to be connected with at least two primary radiation sources; a filter unit including a collimating system of two focusing lenses, the first of which is scattering, and the second collecting, attenuating optical filter placed between the lenses, and a mobile device configured to move the filter perpendicular to the main optical axis of the lenses.
На фиг. 1 представлена общая схема устройства.In FIG. 1 shows a general diagram of a device.
На фиг. 2 представлена схема общего жгута.In FIG. 2 shows a diagram of a common tow.
На фиг. 3 представлена схема блока фильтра.In FIG. 3 shows a diagram of a filter unit.
В основу принципа действия предлагаемого устройства для in vivo определения содержания фотосенсибилизаторов и других флюорофоров в тканях легли известные принципы лазерной флюоресцентной и абсорбционной спектроскопии. Оптическое излучение, доставленное к биологической ткани, возбуждает флюоресценцию различных природных (порфирины, коллаген, эластин, NADH и т.д.) или искусственно введенных флюорофоров, а также поглощается и рассеивается в ткани. По характерным максимумам спектра флюоресценции может устанавливаться наличие тех или иных флюоресцирующих веществ в исследуемой области, однако, на спектр флюоресценции, помимо содержания флюорофоров, значительно влияют как оптические параметры среды, так и приборные характеристики (мощность зондируемого излучения, геометрия измерения). Поэтому для определения количества интересуемых флюорофоров в тканях или слизистых необходимо учесть влияние всех вышеописанных факторов.The principle of action of the proposed device for in vivo determination of the content of photosensitizers and other fluorophores in tissues is based on the known principles of laser fluorescence and absorption spectroscopy. Optical radiation delivered to biological tissue excites fluorescence of various natural (porphyrins, collagen, elastin, NADH, etc.) or artificially introduced fluorophores, and is also absorbed and scattered into the tissue. By the characteristic maxima of the fluorescence spectrum, the presence of certain fluorescent substances in the studied area can be established, however, in addition to the content of fluorophores, both the optical parameters of the medium and the instrumental characteristics (power of the probed radiation, measurement geometry) significantly affect the fluorescence spectrum. Therefore, to determine the number of fluorophores of interest in tissues or mucous membranes, it is necessary to take into account the influence of all the above factors.
Предлагаемое новое устройство (Фиг. 1) для количественной оценки флюоресценции и оптических свойств тканей in vivo содержит оптический зонд (1), на дистальном конце которого находится наконечник (2), обеспечивающий возможность непосредственного контакта зонда с поверхностью биологической ткани (3). На проксимальном конце расположены наконечники-разъемы (4) для его соединения с системой контроля (5). Зонд включает в себя систему транспортировки (6) первичного излучения от блока источников (7) к биологической ткани (3) и вторичного излучения от биологической ткани (3) к блоку фильтра (8). Система транспортировки (6) представлена несколькими отдельными оптическими волокнами, по меньшей мере одно из которых представляет собой приемное волокно (9') и по меньшей мере двадцать - осветительные волокна (9'') (Фиг. 2), объединенными в общий жгут (10), разветвляющийся на проксимальном конце по меньшей мере на один приемный (10') и по меньшей мере два осветительных жгута (10''), выполненных с возможностью соединения при помощи наконечника-разъема (4) с оптическими разъемами (11).The proposed new device (Fig. 1) for quantitative assessment of fluorescence and optical properties of tissues in vivo contains an optical probe (1), at the distal end of which there is a tip (2), which allows direct contact of the probe with the surface of biological tissue (3). At the proximal end are the terminals-connectors (4) for its connection with the control system (5). The probe includes a transportation system (6) of primary radiation from a source block (7) to biological tissue (3) and secondary radiation from a biological tissue (3) to a filter block (8). The transportation system (6) is represented by several separate optical fibers, at least one of which is a receiving fiber (9 ') and at least twenty are lighting fibers (9' ') (Fig. 2), combined into a common bundle (10 ), branching at the proximal end into at least one receiving (10 ') and at least two lighting bundles (10' '), made with the possibility of connection using the tip-connector (4) with optical connectors (11).
Устройство включает в себя систему контроля (5), включающую в себя блок источников первичного излучения (7), включающий в себя по меньшей мере один узкополосный источник излучения (12) для возбуждения флуоресценции и по меньшей мере один источник белого света (13), выполненный с возможностью обеспечения измерения спектров диффузного отражения.The device includes a control system (5), including a block of primary radiation sources (7), including at least one narrow-band radiation source (12) for exciting fluorescence and at least one white light source (13), made with the ability to measure diffuse reflection spectra.
Устройство также включает в себя блок фильтра (8), спектрометр (14), блок управления и входных данных (15), выполненный с возможностью соединения со всеми источниками первичного излучения (12), (13) и спектрометром (14), и блок питания (16), а также соответствующее количеству источников излучения количество оптических разъемов (11), выполненных с возможностью соединения с системой контроля (5) и наконечниками-разъемами (4), выполненных с возможностью соединения осветительных оптических волокон (9'), (9'') осветительных жгутов (10') с блоком источников (7) первичного излучения, и, по меньшей мере, один дополнительный оптический разъем (11), выполненный с возможностью соединения приемного жгута (10') с блоком фильтра (8) посредством наконечника-разъема (4), расположенного на конце приемного жгута (10'). Разъем данных (17), выполненный с возможностью подключения к компьютеру, и кабель питания (18), при этом выход блока управления и входных данных (15) выполнен с возможностью соединения со входами блока источников первичного излучения (7), выходы которых выполнены с возможностью через оптические разъемы (11) и наконечники-разъемы (4) соединения со входом системы транспортировки излучения (6), выход системы транспортировки излучения (6) выполнен с возможностью соединения со входом блока фильтра (8), выход блока фильтра (8) выполнен с возможностью соединения со входом спектрометра (14), выход которого выполнен с возможностью соединения со входом блока управления и входных данных (15), выход которого выполнен с возможностью соединения через разъем данных (17) с компьютером.The device also includes a filter unit (8), a spectrometer (14), a control unit and input data (15), configured to connect to all sources of primary radiation (12), (13) and a spectrometer (14), and a power supply (16), as well as the number of optical connectors (11) made with the possibility of connecting to a control system (5) and ferrules (4) made with the possibility of connecting illuminating optical fibers (9 '), (9' ') lighting harnesses (10') with a block of sources (7) first radiation, and at least one additional optical connector (11), configured to connect the receiving harness (10 ') with the filter unit (8) by means of a tip-connector (4) located on the end of the receiving harness (10') . A data connector (17), configured to be connected to a computer, and a power cable (18), while the output of the control unit and input data (15) is configured to connect to the inputs of the block of primary radiation sources (7), the outputs of which are configured to through optical connectors (11) and lugs-connectors (4) of the connection to the input of the radiation transportation system (6), the output of the radiation transportation system (6) is configured to connect to the input of the filter unit (8), the output of the filter unit (8) connectivity communication with the input of the spectrometer (14), the output of which is configured to connect to the input of the control unit and input data (15), the output of which is configured to connect via a data connector (17) to a computer.
Система транспортировки (6) выполнена таким образом, что в дистальной части оптического зонда (1), обращенной к биологической ткани (3), по центру общего жгута (10) оптических волокон расположено приемное оптическое волокно (9'), выполненное с возможностью соединения с блоком фильтра (8), а вокруг приемного оптического волокна (9') по радиусу равномерно расположены по меньшей мере двадцать оптических осветительных волокон (9''), выполненных с возможностью соединения по меньшей мере с одним узкополосным источником (12) и одним источником белого света (13). Блок фильтра (8), включающий в себя коллимирующую систему (19), состоящую из двух фокусирующих линз, первая из которых является рассеивающей (19'), а вторая собирающей (19''), ослабляющий оптический фильтр (20), помещенный между линзами (19'), (19''), и передвижное устройство (21), выполненное с возможностью перемещения фильтра (20) перпендикулярно главной оптической оси линз (19'), (19'') (Фиг. 3).The transportation system (6) is made in such a way that in the distal part of the optical probe (1) facing the biological tissue (3), a receiving optical fiber (9 ') is arranged in the center of the common bundle (10) of optical fibers, configured to connect to filter unit (8), and around the receiving optical fiber (9 ') at least twenty optical illumination fibers (9' ') are evenly spaced along the radius, which are capable of connecting with at least one narrow-band source (12) and one white source Sveta (13). The filter unit (8), which includes a collimating system (19), consisting of two focusing lenses, the first of which is scattering (19 '), and the second collecting (19' '), attenuating optical filter (20) placed between the lenses (19 '), (19' '), and a mobile device (21) configured to move the filter (20) perpendicular to the main optical axis of the lenses (19'), (19 '') (Fig. 3).
Для практических медицинских задач используется по меньшей мере 1, а обычно 3-4 узкополосных лазерных источника (12) излучения, генерирующих излучение, например, на длинах волн 365 нм, 405 нм, 532 нм и 632 нм. Но для целей пояснения конструкции устройства и принципа ее работы достаточно рассмотреть один узкополосный лазерный источник, поэтому далее рассматривается вариант устройства с одним источником. В качестве источника белого света (13) может использоваться стандартный ксеноновый источник белого света на основе ксеноновой лампы. Блок управления и входных данных (15) через разъем данных (17) подключается к стандартному персональному компьютеру с необходимым программным обеспечением, которое позволяет на основе регистрируемых оптических сигналов вычислять искомые значения уровней накопления или концентрации флюорофоров в ткани.For practical medical problems, at least 1, and usually 3-4 narrow-band laser sources (12) of radiation are used that generate radiation, for example, at wavelengths of 365 nm, 405 nm, 532 nm and 632 nm. But for the purpose of explaining the design of the device and the principle of its operation, it is enough to consider one narrow-band laser source, therefore, the next variant of the device with one source is considered. As a white light source (13), a standard xenon white light source based on a xenon lamp can be used. The control unit and input data (15) are connected via a data connector (17) to a standard personal computer with the necessary software, which allows calculating the desired values of accumulation levels or concentration of fluorophores in the tissue on the basis of the recorded optical signals.
Отличительными особенностями конструкции являются следующие элементы:Distinctive design features are the following elements:
1. Система транспортировки (6), доставляющая первичное оптическое излучение от блока источника (7) к поверхности биологической ткани (3), а также вторичное обратно рассеянное излучение и излучение флюоресценции в блок фильтра устройства (8), выполненный в виде коллимирующей системы (19) из двух фокусирующих линз, первая из которых является рассеивающей (19'), а вторая собирающей (19''), ослабляющего оптического фильтра (20), помещенного между линзами (19'), (19''), и передвижного устройства (21), перемещающего оптический фильтр (20) перпендикулярно главной оптической оси линз (19'), (19''); выполнена в виде стандартного оптоволоконного жгута с разветвленной приборной и единой рабочей частью - дистальной частью жгута, а в дистальной части жгута, обращенной к биологической ткани, в центе располагается приемное оптическое волокно (9') с диаметром сердцевины d, например d=400 мкм, которое на приборной части соединяется с блоком фильтра (8), а вокруг приемного волокна (9') по радиусу r, превышающему диаметр сердцевины приемного оптического волокна d, равномерно расположено по меньшей мере 20 и до 100 освещающих волокон (9'') меньшего диаметра, например 100 мкм (Фиг. 2). Эти освещающие волокна на приборном конце основного жгута (10) собраны в отдельные осветительные жгуты (10''), которые подключаются к блоку источников излучения (7), каждое разветвление к своему источнику. За счет большого количества освещающих волокон к каждому источнику может подходить от 10 до 35 волокон. Такое их число в дистальной части позволяет их расположить и «перемешать» равномерно по окружности, таким образом формируя единый диагностический объем для всех длин волн.1. The transportation system (6), delivering primary optical radiation from the source unit (7) to the surface of the biological tissue (3), as well as secondary backscattered radiation and fluorescence radiation to the filter unit of the device (8), made in the form of a collimating system (19 ) of two focusing lenses, the first of which is scattering (19 '), and the second of the collecting (19' '), attenuating optical filter (20) placed between the lenses (19'), (19 ''), and a mobile device ( 21) moving the optical filter (20) perpendicular to the main opt the primary axis of the lenses (19 '), (19``); made in the form of a standard fiber optic bundle with a branched instrument and a single working part — the distal part of the bundle, and in the distal part of the bundle facing the biological tissue, there is a receiving optical fiber (9 ') with a core diameter d, for example, d = 400 μm, in the center which is connected to the filter unit on the instrument part (8), and around the receiving fiber (9 ') with a radius r exceeding the core diameter of the receiving optical fiber d, at least 20 and up to 100 illuminating fibers (9' ') of smaller diameter are evenly distributed , for example 100 μm (Fig. 2). These illuminating fibers at the instrument end of the main bundle (10) are assembled in separate illuminating bundles (10 ''), which are connected to a block of radiation sources (7), each branching to its source. Due to the large number of illuminating fibers, 10 to 35 fibers may be suitable for each source. Such their number in the distal part allows them to be arranged and “mixed” evenly around the circumference, thus forming a single diagnostic volume for all wavelengths.
В качестве примера может быть рассмотрен жгут, который состоит из 76 освещающих волокон. Из этих 76 волокон 7 доставляют излучение к биологической ткани от источника красного излучения (635 нм), 7 - от зеленого (515 нм), 31 волокно - от источника синего излучения (405 нм), и 31 волокно доставляет белый свет. При такой геометрии измерения вклад сигнала от различных освещающих волокон в диагностический объем одинаков, освещение диагностического объема происходит равномерно всеми длинами волн, а поворот дистального конца оптоволокна вокруг своей оси не влияет на расположение диагностического объема и, как следствие, на результаты измерений.As an example, a tow, which consists of 76 illuminating fibers, can be considered. Of these 76 fibers, 7 deliver radiation to biological tissue from a red radiation source (635 nm), 7 from green (515 nm), 31 fiber from a blue radiation source (405 nm), and 31 fiber delivers white light. With this measurement geometry, the contribution of the signal from various illuminating fibers to the diagnostic volume is the same, the diagnostic volume is illuminated uniformly by all wavelengths, and the rotation of the distal end of the fiber around its axis does not affect the location of the diagnostic volume and, as a result, the measurement results.
2. Блок фильтра (8) устройства включает в себя коллимирующую систему (19) из двух фокусирующих линз, первая из которых является рассеивающей (19'), а вторая собирающей (19'') (Фиг. 3), формирующих между ними пучок большого диаметра (примерно 1-2 см), содержит непосредственно ослабляющий оптический фильтр (20), помещенный в широкий пучок между линзами (19'), (19'') и ослабляющий излучение источника на выбранной длине волны в заданное число раз, и передвижное устройство (21), регулирующее площадь перекрытия фильтром этого пучка. Разная площадь перекрытия фильтром пучка позволяет регулировать соотношение пиков обратного рассеяния и флюоресценции, что позволяет корректировать передаточную функцию прибора и, соответственно, настраивать все приборы идентичным образом перед проведением измерений. В случае использования N источников узкополосного лазерного излучения в устройстве должно быть предусмотрено N соответствующих фильтров, перекрывающих пучок света между линзами. Передвижное устройство (21) представляет собой систему регулировочных винтов, позволяющих передвигать фильтр (20) в широком пучке между линзами перпендикулярно главной оптической оси линз, регулируя площадь перекрытия фильтром пучка для возможности калибровки прибора, что позволит сравнивать результаты измерений, полученных на разных устройствах, что важно ввиду наличия расхождений в показаниях современных устройств даже среди приборов одного производителя.2. The filter unit (8) of the device includes a collimating system (19) of two focusing lenses, the first of which is scattering (19 '), and the second collecting (19' ') (Fig. 3), forming a large beam between them diameter (about 1-2 cm), contains a direct attenuating optical filter (20) placed in a wide beam between the lenses (19 '), (19' ') and attenuating the radiation of the source at the selected wavelength a specified number of times, and a mobile device (21), which regulates the area of overlapping by the filter of this beam. The different overlapping area of the beam filter allows you to adjust the ratio of the peaks of backscattering and fluorescence, which allows you to adjust the transfer function of the device and, accordingly, configure all the devices in the same way before making measurements. In the case of using N sources of narrow-band laser radiation, N appropriate filters must be provided in the device, blocking the light beam between the lenses. The mobile device (21) is a system of adjusting screws that allow you to move the filter (20) in a wide beam between the lenses perpendicular to the main optical axis of the lenses, adjusting the overlap area of the beam filter to allow calibration of the device, which will allow you to compare the results of measurements obtained on different devices, which important because of the discrepancies in the readings of modern devices even among devices of the same manufacturer.
Работа устройства осуществляется следующим образом.The operation of the device is as follows.
Блок управления и входных данных (15) выполнен таким образом, что он может формировать, принимать и обрабатывать две основные управляющие команды: «наблюдение» и «измерение» таким образом, что по команде «наблюдение» включается выбранный узкополосный источник (12) в непрерывном режиме и происходит непрерывно регистрация спектра вторичного излучения флюоресценции спектрометром (8), а по команде «измерение» в памяти устройства выполнено сохранение последнего измеренного спектра флюоресценции, выключается узкополосный источник (12), на короткое время включается источник белого света (13) и регистрируется спектрометром (8) спектр отражения в белом свете, после чего все измеренные спектры передаются в блок управления и входных данных (15) для вычисления концентрации флюоресцирующего вещества.The control and input data block (15) is designed in such a way that it can generate, receive and process two main control commands: “observation” and “measurement” in such a way that the selected narrow-band source (12) is switched on by the “observation” command in a continuous In the mode and, the spectrum of secondary fluorescence secondary radiation is continuously recorded by the spectrometer (8), and by the “measurement” command, the last measured fluorescence spectrum is saved in the device’s memory, the narrow-band source (12) is turned off, some time is included a white light source (13) and recorded with the spectrometer (8) in the reflection spectrum of the white light, after which all the measured spectra are transmitted to the control unit and the input data (15) to calculate the concentration of the fluorescent substance.
Алгоритм, на основе которого проводится вычисление относительной концентрации флюорофоров в предлагаемом устройстве, основан на модифицированной модели Кубелки-Мунка, которая, в отличие от модели прототипа, работает и при малых расстояниях между осветительными и приемными волокнами и потому наиболее пригодна для задач лазерной флюоресцентной спектроскопии (Рогаткин Д.А. Об одной особенности в определении оптических свойств мутных биологических тканей и сред в расчетных задачах медицинской неинвазивной спектрофотометрии / Д.А. Рогаткин // Медицинская техника - 2007. - N 2. - С. 10-16). Применяя данную модель к мутной среде с равномерным распределением флюоресцирующих веществ (Rogatkin D., Guseva L, Lapaeva L. «Nonlinear Behavior of the Autofluorescence Intensity on the Surface of Light-Scattering Biotissues and its Theoretical Proof», Journal of Fluorescence, 2015, 25 (4), p. 917-24) расчет потока флюоресценции с поверхности исследуемого объекта J(0) выполняется по формуле:The algorithm based on which the relative concentration of fluorophores in the proposed device is calculated is based on a modified Kubelka-Munk model, which, unlike the prototype model, also works at small distances between illuminating and receiving fibers and is therefore most suitable for laser fluorescence spectroscopy ( Rogatkin D.A. About one feature in determining the optical properties of turbid biological tissues and media in the calculation problems of medical non-invasive spectrophotometry / D.A. Rogatk in // Medical equipment - 2007. -
Здесь Φ0 - возбуждающий монохроматический поток, Aƒ(λе) [мм-1] обозначает часть возбуждающего потока, поглощенного флюорофором на элементарной единице длины dx среды, ϕ(λeλƒ) - квантовый выход флюоресценции, λe, λƒ - длины волн возбуждения и флюоресценции, соответственно, r∞λ - коэффициент отражения ткани на длине волны λ, Here Φ 0 is the exciting monochromatic flux, A ƒ (λ e ) [mm -1 ] is the part of the exciting flux absorbed by the fluorophore on an elementary unit of length dx of the medium, ϕ (λ e λ ƒ ) is the fluorescence quantum yield, λ e , λ ƒ - the wavelengths of excitation and fluorescence, respectively, r ∞λ is the reflection coefficient of tissue at a wavelength λ,
где β1(λ) [мм-1] и β2(λ) [мм-1] - коэффициенты затухания и обратного рассеяния исследуемой ткани для модифицированной модели Кубелки-Мунка.where β 1 (λ) [mm -1 ] and β 2 (λ) [mm -1 ] are the attenuation and backscattering coefficients of the tissue under study for the modified Kubelka-Munk model.
При этом величины r∞λ, β1(λ) и β2(λ) сложным образом зависят от концентрации Cƒ флюорофора, выраженной в относительных единицах (0<Cƒ<1).Moreover, the quantities r ∞λ , β 1 (λ) and β 2 (λ) in a complex way depend on the concentration C ƒ of the fluorophore, expressed in relative units (0 <C ƒ <1).
Ввиду того, что из уравнения (7) найти зависимость концентрации флюорофоров от регистрируемых параметров среды невозможно, так как зависимость функции J(0) от Cƒ достаточно сложная, в предлагаемом устройстве изначально производится расчет функции относительной концентрации Y(Cƒ), которая с 98% точностью линейна в пределах оптических параметров биотканей. Данная функция имеет вид:In view of the fact that it is impossible to find the dependence of the fluorophore concentration on the recorded parameters of the medium from equation (7), since the dependence of the function J (0) on C ƒ is rather complicated, the relative concentration function Y (C ƒ ), which is 98% accuracy is linear within the optical parameters of biological tissues. This function has the form:
Здесь Р - интегральные показатели потоков флюоресценции для исследуемой (Cƒ≠0) и реперной (Сƒ=0) областей, учитывающие влияние рассеивающих свойств ткани на зарегистрированную интенсивность флюоресценции. Данные показатели рассчитываются по формулам:Here, P is the integral indicators of fluorescence fluxes for the studied (C ƒ ≠ 0) and reference (C ƒ = 0) regions, taking into account the influence of the scattering properties of the tissue on the recorded fluorescence intensity. These indicators are calculated by the formulas:
J''(0) - нормированный на реперную точку поток флюоресценции, обозначающий поток на длине волны λƒ, нормированный на обратно рассеянный поток, измеренный на данной длине волны, с интактной (реперной) области 
Такая нормировка позволяет сохранить линейность функции Y(Cƒ) и учесть влияние параметров зондирующего излучения, влияющего на показания флюоресценции. Последнее слагаемое в формуле 8(b) - поправка на нулевую концентрацию:This normalization allows us to preserve the linearity of the function Y (C ƒ ) and take into account the influence of the parameters of the probe radiation, which affects the fluorescence readings. The last term in formula 8 (b) is the correction for zero concentration:
где 
Таким образом, считая коэффициент отражения (Френеля) R постоянным, имея данные спектра отражения и флюоресценции с области исследования и реперной точки, по формулам 8-10 вычисляется значение Y для каждого измерения, при этом динамика функций относительной концентрации полностью совпадает с динамикой концентрации флюорофоров в ткани.Thus, assuming that the reflection coefficient (Fresnel) R is constant, having the reflection spectrum and fluorescence data from the study area and the reference point, the Y value for each measurement is calculated using formulas 8-10, and the dynamics of the relative concentration functions completely coincides with the dynamics of the concentration of fluorophores in tissue.
В отличие от алгоритмов, описанных в прототипе, предложенный метод не имеет ограничений на диапазон измеряемых величин, кроме того, ввиду отсутствия необходимости в нахождении каких-либо абсолютных показателей, разработанный алгоритм не использует априорные зависимости, чем упрощает вычисления и повышает их точность. Следует также отметить, что в предложенном способе расчета относительной концентрации флюорофоров учитывается влияние не только оптических показателей среды, но и параметров зондирующего излучения, что отсутствует в алгоритме прототипа.Unlike the algorithms described in the prototype, the proposed method has no restrictions on the range of measured values, in addition, since there is no need to find any absolute indicators, the developed algorithm does not use a priori dependencies, which simplifies calculations and improves their accuracy. It should also be noted that the proposed method for calculating the relative concentration of fluorophores takes into account the influence of not only the optical parameters of the medium, but also the parameters of the probe radiation, which is absent in the prototype algorithm.
Исходя из вышеописанного, для определения относительной концентрации флюорофора в интересующей области по формулам 8-10 необходимо помимо детектирования фонового спектра, спектров отражения и флюоресценции с исследуемой области, зарегистрировать спектр отражения с некой реперной точки, в которой концентрация флюорофоров близка к нулевой.Based on the above, to determine the relative concentration of the fluorophore in the region of interest using formulas 8-10, it is necessary, in addition to detecting the background spectrum, reflection and fluorescence spectra from the studied area, to register the reflection spectrum from a certain reference point at which the concentration of fluorophores is close to zero.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016149446A RU2657294C1 (en) | 2016-12-15 | 2016-12-15 | Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016149446A RU2657294C1 (en) | 2016-12-15 | 2016-12-15 | Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2657294C1 true RU2657294C1 (en) | 2018-06-13 |
Family
ID=62619904
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2016149446A RU2657294C1 (en) | 2016-12-15 | 2016-12-15 | Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2657294C1 (en) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009002225A2 (en) * | 2007-06-25 | 2008-12-31 | Closed Company 'molecular-Medicine Technologies' | Multifunctional diagnosis device and a method for testing biological objects |
| US20130006116A1 (en) * | 2010-01-25 | 2013-01-03 | University Health Network | System and method for sub-surface fluorescence imaging |
| RU2518247C2 (en) * | 2011-07-26 | 2014-06-10 | Общество с ограниченной ответственностью "ГемаКор Лабс" (ООО "ГемаКор Лабс") | Method of determining space-time distribution of proteolytic enzyme activity in heterogeneous system, device for realising thereof and method of diagnosing hemostasis system disorders by change of space-time distribution of proteolytic enzyme activity in heterogenic system |
| US9594026B2 (en) * | 2014-03-13 | 2017-03-14 | Industry-Academic Cooperation Foundation Yonsei University | Apparatus and method for measuring concentration of hemoglobin using photothermal effect |
-
2016
- 2016-12-15 RU RU2016149446A patent/RU2657294C1/en active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009002225A2 (en) * | 2007-06-25 | 2008-12-31 | Closed Company 'molecular-Medicine Technologies' | Multifunctional diagnosis device and a method for testing biological objects |
| US20130006116A1 (en) * | 2010-01-25 | 2013-01-03 | University Health Network | System and method for sub-surface fluorescence imaging |
| RU2518247C2 (en) * | 2011-07-26 | 2014-06-10 | Общество с ограниченной ответственностью "ГемаКор Лабс" (ООО "ГемаКор Лабс") | Method of determining space-time distribution of proteolytic enzyme activity in heterogeneous system, device for realising thereof and method of diagnosing hemostasis system disorders by change of space-time distribution of proteolytic enzyme activity in heterogenic system |
| US9594026B2 (en) * | 2014-03-13 | 2017-03-14 | Industry-Academic Cooperation Foundation Yonsei University | Apparatus and method for measuring concentration of hemoglobin using photothermal effect |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CA2541297C (en) | System and method for imaging the reflectance of a substrate | |
| AU2005310343B2 (en) | Pulsed lighting imaging systems and methods | |
| EP2725967B1 (en) | An apparatus for optical analysis of an associated tissue sample | |
| CA2658811C (en) | Multi modal spectroscopy | |
| US8804115B2 (en) | Systems and methods for performing optical spectroscopy using a self-calibrating fiber optic probe | |
| US20160146730A1 (en) | Systems and methods for diagnosis of epithelial lesions | |
| EP2359745A1 (en) | Method and device for multi-spectral photonic imaging | |
| US20060282009A1 (en) | Device for measuring physical properties of the tympanic membrane | |
| EP2583617A2 (en) | Systems for generating fluorescent light images | |
| US20050226548A1 (en) | Method and apparatus for quantification of optical properties of superficial volumes | |
| US8406861B2 (en) | Detecting optical properties of a turbid medium | |
| US20060241364A1 (en) | System and method for imaging the reflectance of a substrate | |
| BR0108944B1 (en) | method for monitoring the effects of a differentiating agent on the pathology of a tissue sample and system for characterizing and mapping tissue lesions. | |
| RU2510506C2 (en) | Method for determining optical and biophysical tissue parameters | |
| US20190167116A1 (en) | Optical redox imaging systems and methods | |
| RU2657294C1 (en) | Device for quantitative estimation of fluorescence and optical characteristics of tissue in vivo | |
| Raznitsyna et al. | An improved system for in vivo fluorescent analysis in medicine | |
| TWI588492B (en) | Near-field array detection method for detecting optically high scatter material | |
| Lloyd et al. | Biophotonics: clinical fluorescence spectroscopy and imaging | |
| WO2012127378A1 (en) | An apparatus for optical analysis of an associated tissue sample | |
| Savelieva et al. | Combined Video Analysis of ICG and 5-ALA Induced Protoporphyrin IX and Hemoglobin Oxygen Saturation in near Infrared. | |
| Andree et al. | Evaluation of a novel fiber probe for spatially and spectrally resolved reflectance measurements of turbid media | |
| RU2663938C1 (en) | Device for optical diagnostics of blood supply and life support of bio-tissues | |
| RU2301972C2 (en) | Medical photometer | |
| Raznitsyna et al. | Optical System for Assessment of Fibrotic Changes |