RU2703894C2 - Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови - Google Patents

Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови Download PDF

Info

Publication number
RU2703894C2
RU2703894C2 RU2016150548A RU2016150548A RU2703894C2 RU 2703894 C2 RU2703894 C2 RU 2703894C2 RU 2016150548 A RU2016150548 A RU 2016150548A RU 2016150548 A RU2016150548 A RU 2016150548A RU 2703894 C2 RU2703894 C2 RU 2703894C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
radiation
frequency
blood
ultrasonic
blood vessel
Prior art date
Application number
RU2016150548A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2016150548A3 (ru
RU2016150548A (ru
Inventor
Вера ГЕРМАНН
Original Assignee
Нирлус Энджиниринг Аг
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Нирлус Энджиниринг Аг filed Critical Нирлус Энджиниринг Аг
Publication of RU2016150548A publication Critical patent/RU2016150548A/ru
Publication of RU2016150548A3 publication Critical patent/RU2016150548A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2703894C2 publication Critical patent/RU2703894C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/085—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating body or organic structures, e.g. tumours, calculi, blood vessels, nodules
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0048—Detecting, measuring or recording by applying mechanical forces or stimuli
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
    • 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
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
    • A61B5/0097—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying acoustic waves and detecting light, i.e. acoustooptic measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7228—Signal modulation applied to the input signal sent to patient or subject; demodulation to recover the physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4416—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to combined acquisition of different diagnostic modalities, e.g. combination of ultrasound and X-ray acquisitions
    • 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
    • G01N2021/4704—Angular selective
    • G01N2021/4709—Backscatter

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицине, а именно к диагностике, и может быть использовано при неинвазивном оптическом in-vivo измерении свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела для определения концентрации компонентов крови и/или температуры. Для этого, проводят маркирование кровеносного сосуда посредством облучения ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой (fUS). Область тела с кровеносным сосудом освещают световым излучением по меньшей мере с одной длиной волны. Регистрируют детектором обратно рассеянное световое излучение. С помощью блока обработки из измеренного на детекторе сигнала выделяют указанную часть сигнала, модулированную со сдвинутой частотой (fMB), определяемой на основании того, что световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из тела вне кровеносного сосуда, является модулированным с частотой (fMG), которая соответствует частоте (fUS) ультразвукового излучения. При этом световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из кровеносного сосуда, является модулированным с указанной сдвинутой частотой (fMB), которая является сдвинутой относительно указанной частоты (fUS) ультразвукового излучения на величину доплеровского сдвига (fD), обусловленного эффектом Допплера в протекающей крови. Способ обеспечивает точное измерение свойств протекающей крови в кровеносном сосуде за счет оптического измерения частей светового излучения, модулированных с частотой ультразвукового излучения и с частотой, сдвинутой на доплеровский сдвиг, тем самым обеспечивая точное выделение части фотонного потока, обратно рассеянной из крови. 5 з.п. ф-лы, 1 ил.

Description

Изобретение относится к способу неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела. Под измерением свойств протекающей крови подразумевается, например, определение концентрации составных частей крови, например концентрации глюкозы, гемоглобина или же насыщение крови кислородом. Предложенный способ касается также измерения температуры протекающей крови внутри тела. При этом на переднем плане изобретения стоит оптический анализ посредством света, например лазерного излучения, путем обработки обратно рассеянного света, причем место измерения, а именно кровяное русло, «маркируется» посредством импульсного ультразвукового излучения. При этом свет, например источника лазерного излучения, направляется в тело, и за счет измерения и обработки обратно рассеянного света самым различным образом определяются искомые параметры. При этом обычно используется электромагнитное излучение, например лазерное излучение, из видимой области и инфракрасного диапазона, поскольку живая ткань в значительной степени проницаема для электромагнитного излучения 550-1000 нм (биологическое окно). Локализация места измерения посредством ультразвукового излучения основана на взаимодействии поля ультразвуковой волны с кровью или тканью. За счет взаимодействия с кровью или тканью поле ультразвуковой волны вызывает изменения оптических свойств, в частности отражательной или рассеивающей способности. Это приводит к модуляции обратно рассеянного света с частотой ультразвукового излучения, так что в ходе обработки можно выделить модулированную часть.
Такой способ оптического измерения свойств протекающей крови с ультразвуковой локализацией известен, например, из ЕР 1601285 В1. Ультразвуковое излучение фокусируется внутри центрального кровеносного сосуда, и задаются постоянная длина импульсов и период повторения. Кроме того, на поверхности кожи над кровеносным сосудом источник света и соседний детектирующий блок для регистрации обратно рассеянного света позиционируются таким образом, что расстояние между источником света и множеством световых датчиков детектирующего блока соответствует глубине исследуемой кровяной ткани. Целевая ткань освещается по меньшей мере двумя дискретными длинами световых волн, а обратно рассеянный свет измеряется и интегрируется по области детектора и множеству ультразвуковых импульсов. Полученные значения позволяют вычислить концентрацию в кровеносном сосуде с учетом объема ультразвукового фокуса, дающего вклад в сигнал, и скорости крови. При этом существенным является фокусирование ультразвукового поля на месте измерения, а именно на кровяном русле, поскольку таким образом реализуется локализация источника.
В DE 102006036920 В3 описан способ измерения концентрации глюкозы в пульсирующей крови, причем во время измерительного цикла светопропускающая и/или рассеивающая способность крови многократно регистрируется посредством по меньшей мере двух излученных длин волн ближней инфракрасной области, рассчитывается зависимое от концентрации глюкозы в крови индикаторное значение, и концентрация глюкозы в крови определяется с помощью предварительно установленной калибровочной таблицы. При этом первая длина волны выбирается из диапазона длин волн 1560-1630 нм, а вторая длина волны выбирается из диапазона длин волн 790-815 нм, и рассчитывается соотношение светопропусающей и/или рассеивающей способности для обеих длин волн, причем это соотношение служит по отношению к температуре крови в качестве индикаторного значения для считывания концентрации глюкозы в крови из калибровочной таблицы. При этом существенным является максимально точное определение температуры крови.
На этом фоне в DE 102008006245 А1 описан способ неинвазивного оптического определения температуры среды, преимущественно водосодержащей среды, причем исследуемая среда освещается инфракрасным и/или видимым светом в области спектральной линии поглощения, положение которой зависит от температуры среды, и причем измеряется поглощение света в области спектральной линии поглощения, и на основе этого измерения путем сравнения с калибровочными данными определяется температура. При этом существенным является то, что среда освещается по меньшей мере двумя дискретными длинами световых волн, которые в области спектральной линии поглощения лежат по разные стороны от максимума поглощения, на основе соотношения или функциональной связи этих обоих полученных значений поглощения определяется зависимое от температуры измеренное значение или зависимая от температуры измерительная функция, и на основе этого измеренного значения или этой измерительной функции путем сравнения с предварительно записанными калибровочными данными определяется температура. Также при этом оптическом измерении температуры можно посредством импульсного ультразвукового излучения маркировать место измерения внутри тела, например кровяное русло.
Принцип «ультразвукового маркирования» принципиально зарекомендовал себя при неинвазивном оптическом измерении свойств протекающей крови. Однако способ может быть усовершенствован, чтобы оптимизировать качество измерения. Здесь может помочь изобретение.
В основе изобретения лежит задача создания способа, который обеспечивал бы улучшенное in-vivo измерение свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела.
Эта задача решается, согласно изобретению, посредством способа неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела, например определения концентрации компонентов крови,
для маркирования кровеносного сосуда тело облучается с ультразвуковой частотой fUS,
тело с кровеносным сосудом освещается светом по меньшей мере с одной длиной волны, а обратно рассеянный свет регистрируется детектором;
обратно часть света, рассеянная из тела вне кровеносного сосуда, модулирована с частотой fMG, которая соответствует частоте fUS ультразвукового излучения, а часть света, обратно рассеянная внутри кровеносного сосуда, на основе эффекта Доплера модулирована в протекающей крови с частотой fMB, сдвинутой на доплеровский сдвиг fD, и с помощью блока обработки из измеренного на детекторе сигнала выделяется часть, модулированная со сдвинутой частотой fMB. На основе этой части сигнала определяется затем свойство крови, например концентрация компонентов крови или температура крови.
Изобретение исходит, прежде всего, из того известного факта, что свойства протекающей крови внутри тела можно неинвазивно и in-vivo измерить оптическими методами, если одновременно происходит маркирование места измерения посредством ультразвукового излучения. В известном уровне техники в ходе обработки выделялась вся часть света, модулированная с частотой ультразвукового излучения, а именно, независимо от того, был ли обратно рассеян свет действительно из кровяного русла или, возможно, из граничащей ткани. В уровне техники это возможно потому, что ультразвуковое излучение фокусируется на кровяном русле, так что модулированная часть света, обратно рассеиваемая вне кровяного русла, должна быть мала. Успех этого способа зависит, следовательно, в особой мере от фокусирования ультразвукового излучения, поскольку, если с помощью ультразвукового излучения происходит также модуляция ткани вне кровяного русла, измерительный сигнал искажается.
В противоположность этому, благодаря предложенному способу обеспечивается то, что фактически в обработку включены только те части обратно рассеянного света, которые действительно обратно рассеиваются из крови. При этом изобретение исходит из того факта, что части света, обратно рассеянные из протекающей крови, с одной стороны, и из окружающей ткани, с другой стороны, модулированы с разной частотой модуляции. В окружающей ткани частота fMG модуляции равна ультразвуковой частоте fUS. Однако в протекающей крови из-за эффекта Доплера происходит модуляция с измененной частотой fMB. За счет движения крови эта частота fMB модуляции отличается от ультразвуковой частоты fUS на частоту доплеровского сдвига fD:
fMB=fUS±fD
Доплеровский сдвиг fDecho регистрируемый в ультразвуковом эхе, определен следующим образом:
fDecho=(2 vB ⋅ fUS ⋅ cosФ)/US
Доплеровский сдвиг fD, важный для изменения частоты модуляции, в два раза меньше доплеровского сдвига (FDecho=2⋅fD). Он следует из уравнения:
fD=(vB⋅fUS⋅cosФ)/vUS
При этом fUS - ультразвуковая частота, fD - доплеровский сдвиг в крови, fDecho - доплеровский сдвиг в приемнике ультразвука, vB - скорость крови, vUS - скорость ультразвуковой волны в крови и Ф - угол между направлением движения крови и ультразвуковой волной.
Согласно изобретению, используя эффект Доплера, удается, следовательно, точно локализовать кровяное русло, а именно, независимо от того, с фокусированным ли ультразвуковым излучением или нет. Эффект Доплера использовался, правда, также в известном уровне техники, чтобы вообще локализовать место измерения. Это аналогичным образом возможно также в рамках изобретения. Для обнаружения кровеносного сосуда импульсный ультразвук излучается в ткань над кровеносным сосудом под соответствующим углом, и обрабатывается ультразвуковое эхо. Обработка ультразвукового эха позволяет в ходе сканирования глубины обнаружить и локализовать кровяное русло. Однако, в противоположность уровню техники, изобретение не ограничено использованием эффекта Доплера в ходе обнаружения кровяного русла, а в обработку оптического измерения включено также влияние доплеровского сдвига. В ходе обработки оптического измерения выделяются не только части светового излучения, модулированные с частотой ультразвукового излучения, но и модулированные с частотой, сдвинутой на доплеровский сдвиг, поскольку только они связаны с рассеянием внутри движущейся крови. Таким образом, происходит точное выделение части фотонного потока, обратно рассеянной из крови.
Обратно рассеянный свет складывается, следовательно, из вообще немодулированного, обратно рассеянного фотонного потока из всей ткани, модулированного с ультразвуковой частотой фотонного потока из облучаемой ультразвуковым излучением ткани и модулированного со сдвинутой частотой фотонного потока, который действительно обратно рассеивается из протекающей крови. Подходящая обработка позволяет выделить из сигнала эту последнюю часть и привлечь ее для определения нужных свойств крови.
Следовательно, предложенный способ отличается очень хорошим отношением сигнал/шум. Удается точно выделить часть света, обратно рассеиваемую из протекающей крови, без необходимости работы обязательно с фокусированным ультразвуковым излучением. Это удается также при простой конструкции аппаратуры. Важен тот факт, что можно работать с простым детектором, поскольку детектор в отношении световой частоты не должен измерять ни с локальным, ни с частотным разрешением. Детектором измеряются лишь интенсивность и, следовательно, лишь фотонный поток. Анализа частоты обратно рассеянного света или же фазового анализа не требуется. Однако описанным образом происходит обработка в отношении частоты, с которой свет модулирован на основе ультразвукового излучения. Изобретение отличается, следовательно, оптимизированной локализацией источника и улучшенным отношением сигнал/шум без повышения аппаратных затрат.
Предложенный способ позволяет измерять in-vivo самые разные свойства протекающей крови внутри тела. При этом речь может идти, например, об определении концентрации глюкозы в протекающей крови. При этом можно обратиться, например, к DE 102006036920 В3 или ЕР 1601285 В1. Точно так же рассматривается определение концентрации гемоглобина или насыщения крови кислородом (см., например, ЕР 1601285 В1). В качестве альтернативы или дополнительно предложенным способом можно определить также температуру протекающей крови внутри тела. При этом можно обратиться к DE 102008006245 А1. Независимо от того, какие длины световых волн используются и каким образом на основе оптических измерений определяются тогда нужные измеренные значения, согласно изобретению, описанным образом можно всегда выделить релевантную, обратно рассеянную из протекающей крови часть света, благодаря чему оптимизируется соответствующий анализ.
Предпочтительно также в рамках изобретения способ осуществляется с фокусированным ультразвуковым излучением. Однако в рамках изобретения способ осуществляется также с нефокусированным ультразвуковым излучением, поскольку и в этом случае по упомянутым причинам становится возможным точное выделение релевантных частей света. Предпочтительно тело облучается импульсным ультразвуковым излучением с заданной длиной импульсов и периодом повторения. При этом интенсивность света измеряется на детекторе в сдвинутом по времени на задержку промежутке времени. Этот промежуток времени соответствует длине импульсов, причем интенсивность света интегрируется на этом промежутке времени. Эти действия обеспечивают то, что диапазон измерений уменьшается до релевантного диапазона и, в частности, заметно уменьшается количество записанных данных, поскольку измерение ограничивается такими промежутками времени, в которые ультразвуковой импульс достигает кровеносного сосуда.
Как и в уровне техники, перед проведением измерения целесообразно локализовать кровеносный сосуд сначала с помощью ультразвукового устройства. Для этого, с одной стороны, используются источник ультразвука, а, с другой стороны, приемник ультразвука, причем приемник ультразвука обрабатывает ультразвуковое эхо. При сканировании на глубине (слышимый) доплеровский сдвиг позволяет обнаружить глубину кровяного русла, так что измерение можно тогда концентрировать на этой области. Принципиально известным образом при этом особенно предпочтительно используется преобразователь ультразвука, который является, следовательно, одновременно источником и приемником ультразвука.
Далее для оптимизации обработки целесообразно провести эталонное измерение без светового излучения и учесть это эталонное измерение в ходе обработки.
В качестве источника света особенно предпочтительно используется по меньшей мере один лазер, который генерирует, например, монохромный, когерентный, непрерывный свет с заданной длиной волны. При этом используются принципиально известные длины волн, которые целесообразны для соответствующих оптических измерений и которые принципиально известны из уровня техники. При этом для соответствующих измерений может быть также целесообразным излучать несколько разных длин волн и использовать, при необходимости, несколько лазерных источников. Если должна определяться, например, концентрация глюкозы, то подходит излучение по меньшей мере двух длин волн из диапазона длин волн 1560-1630 нм, с одной стороны, и 790-815 нм, с другой стороны (см. DE 102006036920 В3). В случае определения концентрации гемоглобина или насыщения кислородом рассматриваются другие длины волн (см. ЕР 1601285 В1). В случае измерения температуры рассматриваются длины волн в области соответствующей спектральной линии поглощения воды, причем, например, можно работать, например, в области спектральной линии поглощения воды около 970 нм (см. DE 102008006245 В1).
Ниже изобретение более подробно поясняется со ссылкой на чертеж, на котором изображен лишь один пример его осуществления.
На единственной фигуре схематично показано устройство для осуществления описанного способа.
На фиг. 1 изображено тело 1 с кровеносным сосудом 2 и граничащей с кровеносным сосудом тканью 3. Для неинвазивного оптического измерения свойств крови предусмотрены лазерный блок 4, ультразвуковой блок 5, детекторный блок 6 и блок 7 управления и обработки. Тело 1 с кровеносным сосудом 2 освещается с помощью лазерного блока 4 светом по меньшей мере с одной длиной волны. Обратно рассеянный свет регистрируется детекторным блоком 6. Однако этот детекторный блок 6 измеряет лишь интенсивность, т.е. происходит определение обратно рассеянного фотонного потока без локального или частотного разрешения на детекторе. Длина волны излученного лазерного света зависит от применения и, следовательно, от того, какие свойства или составные части крови должны анализироваться.
Согласно изобретению, для маркирования кровеносного сосуда 2 тело 1 облучается ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой fUS. На основе взаимодействия ультразвукового излучения с кровью или тканью происходит модуляция интенсивности обратно рассеянного света с частотой ультразвукового излучения. При этом особое значение имеет тот факт, что часть света, обратно рассеянная вне кровеносного сосуда 2, т.е. в граничащей ткани 3, модулирована с частотой fMG, которая точно соответствует ультразвуковой частоте fUS. В противоположность этому, обратно рассеянная внутри кровеносного сосуда 2 часть света на основе эффекта Доплера в протекающей крови модулирована с частотой fMB, которая по сравнению с ультразвуковой частотой fUS сдвинута на доплеровский сдвиг fD.
Поэтому на фигуре обозначено, что детекторного блока 6 достигает часть света, модулированная с частотой fMB, и часть света, модулированная с частотой fMG. Модулированные с частотой fMG части света являются результатом рассеяния в ткани 3, а части света с частотой fMB - фактически связаны с рассеянием внутри кровяного русла. Кроме того, детекторного блока 6 достигают также части света, которые вообще не модулированы, поскольку они происходят из областей, не взаимодействующих с ультразвуковым импульсом.
Согласно изобретению, выделяется только та часть фотонного потока, которая модулирована с частотой fMB и, следовательно, обратно рассеяна фактически из области протекающей крови. Следовательно, анализируется доплеровский сдвиг в оптическом сигнале. Весь обратно рассеянный фотонный поток состоит из одной постоянной по времени и двух модулированных составляющих, а именно, во-первых, модулированной в ткани составляющей fMG, а, во-вторых, модулированной в крови составляющей с частотой fMB.
Дополнительно на детекторе регистрируется также фоновый шум, который независим от излученного света.
Измерение описанным способом может быть осуществлено, например, следующим образом.
Прежде всего, осуществляется поиск кровеносного сосуда. Для этого в тело 1 над кровеносным сосудом 2 под соответствующим углом Ф излучается импульсный ультразвук. Происходит сканирование по глубине аксиально с выбранными временами распространения. За счет анализа ультразвукового эха можно локализовать кровеносный сосуд 2. Максимальное ультразвуковое эхо соответствует времени распространения, в течение которого ультразвуковой импульс находится в кровеносном сосуде. Время распространения максимального ультразвукового эха соответствует половине времени, которое требуется ультразвуку для прохождения пути через ткань от преобразователя ультразвука до приемника ультразвука. Обработанное таким образом ультразвуковое эхо формирует затем сигнал, например аудиосигнал, световой сигнал и т.п. Затем триггерный сигнал устанавливается с задержкой (delay), причем эта задержка соответствует времени распространения максимального ультразвукового эха после формирования импульса. Этот триггерный сигнал запускает затем следующее оптическое измерение.
Для оптического измерения в тело 1 излучается лазерный свет. Регистрация детекторных данных происходит в установленном промежутке времени для максимального ультразвукового эхо-сигнала. Таким образом обеспечивается то, что период времени измерения и, тем самым, также записанные данные ограничиваются диапазонами времени, в которые также ожидается фактически модуляция с помощью ультразвукового импульса в области кровяного русла. Процесс измерения за счет записи обратно рассеянного лазерного излучения состоит из последовательности повторенных оптических записей с помощью детектора в указанный промежуток времени. Это позволяет выделить оптические сигналы низкочастотного доплеровского сдвига (слышимые частоты в герцовом и килогерцовом диапазонах) из оптических сигналов с частотой ультразвука (мегагерцовый диапазон). Во время повторения в течение процесса измерения лазерное излучение непрерывно излучается, т.е. лазер остается во время повторения включенным. После измерения лазер выключается, или излучение лазерного света прекращается.
Чтобы можно было выделить фоновый шум, процесс измерения повторяется также без лазерного излучения. Если определенное измерение проводится с несколькими длинами волн и используются, например, несколько лазеров, то можно, при необходимости, повторить отдельные этапы.
В ходе обработки учитывается, что поступающий на детектор сигнал, т.е. фотонный поток, содержит помимо независимого от лазера фонового шума немодулированную компоненту и, следовательно, постоянную по времени составляющую (значение DC (постоянного тока)). Кроме того, сигнал содержит две модулированные компоненты и, следовательно, две «АС-составляющие». Одна модулированная компонента связана с обратным рассеянием из ткани. Эта часть модулирована с частотой fMG, которая точно соответствует частоте fUS ультразвукового излучения. Следовательно, эта часть из статической части ткани периодически модулирована с ультразвуковой частотой fUS мегагерцового порядка. Кроме того, вторая модулированная часть падает на детектор, которая вследствие доплеровского сдвига в протекающей крови модулирована со сдвинутой частотой fMB. Следовательно, эта частота fMB отличается на доплеровский сдвиг fD от ультразвуковой частоты fUS (fMB=fUS±fD). Из-за пульсирования крови регистрируется смесь нескольких низких частот герцового и килогерцового диапазона. Это позволяет выделить часть сигнала, которая является результатом рассеяния в кровяном русле, и известным образом определить по ней соответствующее свойство крови, например концентрацию определенных составных частей крови и/или температуру.
Предложенное устройство состоит, следовательно, как известно из ультразвукового блока 5, по меньшей мере одного источника 4 света, например источника лазерного света, и детекторного блока 6, а также, в частности, блока 7 управления и обработки, причем блок 7 управления и обработки приспособлен под изобретенный способ. Ультразвуковой блок 5 создает ультразвуковое излучение, причем оно необязательно должно быть фокусированным. Он посылает импульсный сигнал. Помимо источника ультразвука ультразвуковой блок 5 содержит также один или несколько приемников, которые принимают сигналы, рассматриваемые в установленный промежуток времени. Передатчик и приемник ультразвука могут быть объединены также в одном общем преобразователе. В качестве источника 4 света используется предпочтительно источник лазерного света, который создает непрерывный, монохроматический, когерентный свет нужной длины волны. Следовательно, речь идет предпочтительно о лазере непрерывного излучения.
Детекторный блок 6 содержит один или несколько детекторов, которые соединяются между собой последовательно или параллельно и очень простым образом детектируют выходящий из тела свет. При этом не производятся измерения с локальным разрешением в детекторе и измерения с частотным разрешением. Происходит лишь измерение интенсивности света.
Блок 7 управления и обработки управляет, прежде всего, ультразвуковым блоком 5. Он устанавливает промежуток времени (временное окно) и формирует триггерный сигнал для запуска и остановки оптических снимков. Он может также включать и выключать лазер 4 или начинать или заканчивать лазерное излучение. Он выполняет также алгоритм измерения и обработки и заботится о соответствующем кондиционировании сигнала (усиление, фильтрация и т.д.). С помощью блока 7 управления и обработки происходит затем отделение немодулированных и модулированных частей от сигнала детектора. При этом можно прибегнуть к принципиально известным классическим методам отделения низких частот из высокочастотных смешанных сигналов, например анализу Фурье.

Claims (12)

1. Способ неинвазивного оптического in-vivo измерения свойств протекающей крови в кровеносном сосуде внутри тела для определения концентрации компонентов крови и/или температуры крови, характеризующийся тем, что:
область тела облучают ультразвуковым излучением с ультразвуковой частотой (fUS) для маркирования кровеносного сосуда, проходящего в данной области тела,
указанную область тела с кровеносным сосудом освещают световым излучением по меньшей мере с одной длиной волны,
регистрируют детектором обратно рассеянное световое излучение и
с помощью блока обработки выделяют из полученного на детекторе сигнала составляющую сигнала, модулированную со сдвинутой частотой (fMB), определяемой на основании того, что:
световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из тела вне кровеносного сосуда, является модулированным с частотой (fMG), которая соответствует частоте (fUS) ультразвукового излучения, а
световое излучение, которое состоит из излучения, обратно рассеянного из кровеносного сосуда, является модулированным с указанной сдвинутой частотой (fMB), которая является сдвинутой относительно указанной частоты (fUS) ультразвукового излучения на величину доплеровского сдвига (fD), обусловленного эффектом Допплера в протекающей крови.
2. Способ по п. 1, в котором интенсивность светового излучения измеряют на детекторе во временном промежутке, сдвинутом на величину задержки по отношению к ультразвуковому излучению, при этом указанный временной промежуток соответствует длине импульсов ультразвукового излучения.
3. Способ по п. 1 или 2, в котором перед оптическим измерением выполняют локализацию кровеносного сосуда посредством акустического анализа ультразвукового эха, отраженного из тела.
4. Способ по любому из пп. 1-3, в котором выполняют контрольное измерение без светового излучения, и контрольное измерение учитывают при указанной обработке сигнала.
5. Способ по любому из пп. 1-4, в котором указанное световое излучение формируют с помощью по меньшей мере одного источника лазерного излучения.
6. Способ по любому из пп. 1-5, в котором указанное световое излучение включает в себя излучение по меньшей мере с двумя длинами волн, например, световое излучение формируют с помощью по меньшей мере двух источников лазерного излучения, причем указанные освещение и измерение выполняют последовательно по времени или одновременно.
RU2016150548A 2014-05-22 2015-05-19 Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови RU2703894C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102014107261.8 2014-05-22
DE102014107261.8A DE102014107261A1 (de) 2014-05-22 2014-05-22 Verfahren zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von fließendem Blut
PCT/EP2015/061005 WO2015177156A1 (de) 2014-05-22 2015-05-19 VERFAHREN ZUR NICHTINVASIVEN OPTISCHEN MESSUNG VON EIGENSCHAFTEN VON FLIEßENDEM BLUT

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2016150548A RU2016150548A (ru) 2018-06-22
RU2016150548A3 RU2016150548A3 (ru) 2018-12-07
RU2703894C2 true RU2703894C2 (ru) 2019-10-22

Family

ID=53181297

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2016150548A RU2703894C2 (ru) 2014-05-22 2015-05-19 Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови

Country Status (7)

Country Link
US (1) US11412934B2 (ru)
EP (1) EP3145412A1 (ru)
JP (1) JP6749250B2 (ru)
CN (1) CN106456129B (ru)
DE (1) DE102014107261A1 (ru)
RU (1) RU2703894C2 (ru)
WO (1) WO2015177156A1 (ru)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017108864A1 (en) * 2015-12-21 2017-06-29 Koninklijke Philips N.V. A system and a method for estimation of arterial blood gas
EP3375352A1 (en) 2017-03-13 2018-09-19 Koninklijke Philips N.V. Device, system and method for determining a tissue characteristic of a subject
DE102018124531A1 (de) 2018-10-04 2020-04-09 Nirlus Engineering Ag Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe
DE102018124537A1 (de) * 2018-10-04 2020-04-09 Nirlus Engineering Ag Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe
KR20210104409A (ko) 2020-02-17 2021-08-25 삼성전자주식회사 신호 검출 센서, 대상체의 성분 분석 장치 및 방법
CN111693465B (zh) * 2020-07-15 2021-06-22 南京大学 一种同时获得光吸收和光散射双对比度的显微成像法
DE102020134911A1 (de) 2020-12-23 2022-06-23 Nirlus Engineering Ag Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven optischen In-vivo-Bestimmung der Glukosekonzentration
CN116773664A (zh) * 2023-06-15 2023-09-19 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 一种仿血体模性能检测方法以及装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1601285A1 (de) * 2003-03-13 2005-12-07 Universität zu Lübeck Blutoptode
US20060253007A1 (en) * 2005-03-30 2006-11-09 Skyline Biomedical, Inc. Apparatus and method for non-invasive and minimally-invasive sensing of parameters relating to blood
RU2437089C2 (ru) * 2006-09-29 2011-12-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Определение коэффициентов оптического поглощения

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4934372A (en) * 1985-04-01 1990-06-19 Nellcor Incorporated Method and apparatus for detecting optical pulses
US5127405A (en) * 1990-02-16 1992-07-07 The Boc Group, Inc. Biomedical fiber optic probe with frequency domain signal processing
CN1175784C (zh) * 2000-06-27 2004-11-17 华南师范大学 聚焦超声调制光学层析成像方法及其装置
IL137447A (en) * 2000-07-23 2007-03-08 Israel Atomic Energy Comm Apparatus and method for probing light absorbing agents in biological tissues
US6939310B2 (en) * 2001-10-10 2005-09-06 Lifescan, Inc. Devices for physiological fluid sampling and methods of using the same
CN1230125C (zh) * 2002-12-31 2005-12-07 华南师范大学 聚焦超声调制反射式光学层析成像方法及其装置
JP2007518443A (ja) * 2003-07-09 2007-07-12 グルコン インク 装着可能なグルコメータ
US20070093702A1 (en) * 2005-10-26 2007-04-26 Skyline Biomedical, Inc. Apparatus and method for non-invasive and minimally-invasive sensing of parameters relating to blood
JP4939236B2 (ja) * 2007-01-15 2012-05-23 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 被検体情報分析装置、内視鏡装置及び被検体情報分析方法
JP2007195780A (ja) * 2006-01-27 2007-08-09 Toshiba Corp 生体光計測装置及び生体光計測方法
DE102006036920B3 (de) 2006-08-04 2007-11-29 Nirlus Engineering Ag Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in pulsierendem Blut
DE102008006245A1 (de) * 2008-01-25 2009-07-30 Nirlus Engineering Ag Verfahren zur nichtinvasiven, optischen Bestimmung der Temperatur eines Mediums
US20100081912A1 (en) * 2008-09-30 2010-04-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Ultrasound-Optical Doppler Hemometer and Technique for Using the Same
JP5672104B2 (ja) * 2011-03-28 2015-02-18 コニカミノルタ株式会社 超音波変調光計測装置および超音波変調光計測方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1601285A1 (de) * 2003-03-13 2005-12-07 Universität zu Lübeck Blutoptode
US20060253007A1 (en) * 2005-03-30 2006-11-09 Skyline Biomedical, Inc. Apparatus and method for non-invasive and minimally-invasive sensing of parameters relating to blood
RU2437089C2 (ru) * 2006-09-29 2011-12-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Определение коэффициентов оптического поглощения

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Resink S. G. et al. State-of-the art of acousto-optic sensing and imaging of turbid media J. of Biomed. Optics, Apr 2012, vol.17(4), pp.040901(1-10). *
Sakadzic S. Ultrasound-modulated optical tomography in soft biological tissues, dissertation, 2006, May, abstract, pp. 1-3; 63,64,69. *
Sakadzic S. Ultrasound-modulated optical tomography in soft biological tissues, dissertation, 2006, May, abstract, pp. 1-3; 63,64,69. Resink S. G. et al. State-of-the art of acousto-optic sensing and imaging of turbid media J. of Biomed. Optics, Apr 2012, vol.17(4), pp.040901(1-10). Zuomin Zao. Pulsed photoacoustic techniques and glucose determination in human blood and tissue. Oulu, 2002, abstr., c.29-30; 103-104. *
Zuomin Zao. Pulsed photoacoustic techniques and glucose determination in human blood and tissue. Oulu, 2002, abstr., c.29-30; 103-104. *

Also Published As

Publication number Publication date
US11412934B2 (en) 2022-08-16
CN106456129B (zh) 2020-06-23
WO2015177156A1 (de) 2015-11-26
JP2017520291A (ja) 2017-07-27
CN106456129A (zh) 2017-02-22
JP6749250B2 (ja) 2020-09-02
RU2016150548A3 (ru) 2018-12-07
US20170181633A1 (en) 2017-06-29
EP3145412A1 (de) 2017-03-29
RU2016150548A (ru) 2018-06-22
DE102014107261A1 (de) 2015-11-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2703894C2 (ru) Способ неинвазивного оптического измерения свойств протекающей крови
RU2727242C2 (ru) Способ и устройство для неинвазивного оптического определения in vivo концентрации глюкозы в протекающей крови
US7251518B2 (en) Blood optode
EP0832599B1 (en) Apparatus for non-invasive measurement of a substance
JP4104456B2 (ja) 光音響を調べること及びイメージングシステム
US9655527B2 (en) Quantification of optical absorption coefficients using acoustic spectra in photoacoustic tomography
EP2162064B1 (en) System for noninvasively monitoring conditions of a subject
US9737216B2 (en) Object information acquiring apparatus and method for controlling object information acquiring apparatus
JP5201920B2 (ja) 測定装置
JP5235586B2 (ja) 生体情報処理装置及び生体情報処理方法
US9833187B2 (en) Detection, diagnosis and monitoring of osteoporosis by a photo-acoustic method
US20090124902A1 (en) Method for in vivo tissue classification
US10034611B2 (en) Subject information obtaining apparatus and subject information obtaining method
JP2018510674A (ja) 対象の状態を非侵襲的に監視する方法およびシステム
WO2019225612A1 (ja) 血管検知装置及びその方法
JP2007117342A (ja) 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法
JP4909132B2 (ja) 光トモグラフィ装置
JP6643108B2 (ja) 被検体情報取得装置および被検体情報取得方法
JP2010017375A (ja) 超音波変調光断層画像化装置、およびそれを用いた超音波変調光断層画像化方法
UA10194U (ru) Способ неинвазивной комплексной диагностики
IL224795A (en) A system and method for non-invasive monitoring of subject conditions