СПОСОБ ФОТОАКУСТИЧЕСКОГО АНАЛИЗА МАТЕРИАЛОВ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО РЕАЛИЗАЦИИ
METHOD OF PHOTOACOUSTIC ANALYSIS OF MATERIALS AND DEVICE FOR ITS REALISATION

Область техники, к которой относится изобретение.
Изобретение относится к области электрооптики, а именно к спектроскопии конденсированных сред и фотоакустического анализа материалов, и может быть использовано в биомедицине для неинвазивного квазинепрерывного мониторинга компонентов крови, преимущественно глюкозы.
Уровень техники
Традиционные способы анализа материалов, такие как абсорбционная и люминесцентная спектроскопия, топографическая и Раман-спектроскопия, измерения изменений поляризации и отражения света, не являются достаточно приемлемыми для мутных сред, например таких, как ткань человека, ввиду значительного диффузного рассеяния зондирующего светового луча. Альтернативой указанным методам является фотоакустический анализ материалов, в котором используют лазерный луч для быстрого нагрева образца, приводящего к генерации акустической волны давления, которая может быть измерена высокочувствительными детекторами ультразвука, такими как пьезоэлектрические кристаллы, микрофоны, сенсоры на оптических волокнах, лазерные интерферометры или дифракционные сенсоры.
Длину волны лазерного излучения выбирают из области полосы поглощения представляющего интерес компонента в анализируемом материале (среде). Таким образом, лазерное облучение материала используют для генерации акустической волны при сканировании спектра лазерного излучения. Применение фотоакустической спектроскопии для неинвазивного измерения уровня глюкозы в крови и в тканях человека обеспечивает более высокую чувствительность по сравнению с традиционными способами анализа материалов. Высокая степень корреляции между фотоакустическим сигналом и уровнем глюкозы в крови была продемонстрирована при измерении концентрации глюкозы в крови здоровых людей и людей, больных диабетом.
В патенте на изобретение США №5941821 (МПК А61В 5/00 (20060101); А61В 5/00) и в патенте на изобретение США №6049728 (МПК А61В 5/00 (20060101); А61В 5/00) описаны способ и устройство, предназначенные для неинвазивных измерений концентрации глюкозы в крови, в которых для возбуждения акустических колебаний в исследуемой среде используют источник электромагнитного излучения с длиной волны, соответствующей требованиям абсорбционного анализа. В результате облучения возбуждение акустических колебаний происходит в относительно тонком слое исследуемой среды, характеризуемом длиной тепловой диффузии.
Акустическое излучение регистрируют дифференциальным микрофоном, один конец которого помещают в измерительной ячейке, а другой - в эталонной ячейке. Процессор определяет концентрацию исследуемого компонента на основе регистрируемого акустического сигнала. Для определения концентрации глюкозы в потоке крови источник электромагнитного излучения предварительно настраивают таким образом, что длина волны излучения попадает в диапазон, совпадающий с полосой поглощения глюкозы в спектральных областях примерно 1520-1850 нм и 2050-2540 нм, для того, чтобы возбудить сильное фотоакустическое излучение. В указанных диапазонах длин волн поглощение электромагнитного излучения водой сравнительно слабое, а поглощение глюкозой сравнительно сильное. Таким образом, даже, несмотря на то, что ткани человека могут иметь высокое содержание воды, электромагнитное излучение в указанных выше диапазонах длин волн способно проникать через ткань на глубину, достаточную для точных измерений. Несмотря на поглощение водой акустический сигнал, который генерируется вследствие поглощения электромагнитного излучения глюкозой, не подавляется сигналом, который генерируется водой. Оптическое поглощение глюкозой электромагнитного излучения вызывает увеличение температуры и генерацию акустического излучения непосредственно в окружающую среду. Можно считать, что интенсивность акустического излучения пропорциональна концентрации глюкозы.
В патенте на изобретение США №6403944 (МПК А61В 5/00 (20060101); H01L 031/00) и в патенте на изобретение США №6833540 (МПК А61В 5/00 (20060101); H01L 031/00) описывается система, предназначенная для измерения концентрации глюкозы в крови, включающая направление лазерных импульсов из световода в часть тела, состоящую из мягкой ткани, такую как кончик пальца, для генерации акустического сигнала, который регистрируют с помощью приемника и анализируют для получения значения искомого параметра.
В патенте на изобретение США №6484044 (МПК А61В 5/00 (20060101); G01N 21/17 (20060101); А61В 005/00) описано устройство, предназначенное для обнаружения вещества в материале, преимущественно для неинвазивного обнаружения и измерения концентрации глюкозы в тканях тела или крови. Известное устройство включает полупроводниковый лазер, излучающий, по крайней мере, две дискретные длины волны из среднего инфракрасного диапазона, каждая из которых соответствует максимуму или минимуму в спектре поглощения исследуемого вещества в тестируемом образце. Фотоакустический детектор регистрирует акустические сигналы, возбуждаемые при поглощении лазерного излучения. Измерительная система оценивает акустические сигналы отдельно для каждой длины волны и вычисляет результат измерения на основе всех акустических сигналов, возникающих от различных длин волн.
Однако ввиду очень низкого пропускания кожей света среднего инфракрасного диапазона, акустические сигналы возбуждаются в очень тонком слое эпидермиса кожи человека, где концентрация глюкозы чрезвычайно мала. Таким образом, упомянутое выше фотоакустическое устройство не позволяет получать релевантные значения концентрации глюкозы в крови. Согласно патенту США на изобретение №5941821(МПК А61В 5/00 (20060101); А61В 005/00) и патенту на изобретение США №6049728 (МПК А61В 5/00 (20060101); А61В 005/00) при длине волны излучения, соответствующей полосе поглощения глюкозы в спектральной области 1520-1850 нм, поглощение электромагнитного излучения водой сравнительно слабое, а поглощение глюкозой сравнительно сильное. Глубина проникновения света в этом интервале длин волн в ткани человека составляет 0.5 - 3 мм и находится в пределах слоя дермиса кожи, где концентрация глюкозы в межклеточной жидкости, окружающей клетки ткани, примерно на 10% меньше концентрации глюкозы в крови. В то же время, в указанном интервале длин волн нельзя указать однозначно максимум или минимум в спектре поглощения глюкозы, поэтому применение фотоакустического устройства, согласно упомянутому патенту на изобретение США №6484044, не представляется возможным.
Патент на изобретение США №6921366 (МПК А61В 5/00 (20060101); G01N 21/17 (20060101); G01N 21/47 (20060101); G01N 21/49 (20060101); А61В 005/00) описывает способ и устройство, предназначенные для неинвазивного измерения концентрации биологической жидкости, на основе фотоакустической спектроскопии. Устройство содержит источник света с заданной полосой длин волн излучения, поглощаемого исследуемым компонентом тела человека. Устройство также содержит генератор акустических сигналов для генерации первого акустического сигнала, имеющего такую же полосу частот, что и фотоакустический сигнал, который генерируется, когда падающий свет поглощается исследуемым компонентом. Предполагается, что модуляция указанных сигналов позволит повысить точность измерений.
Однако все упомянутые выше известные фотоакустические способы и соответствующие устройства не учитывают собственные акустические свойства тестируемой среды и их зависимость от концентрации исследуемого компонента, что не позволяет добиться требуемой точности измерений и, к тому же, приводит к необходимости применения лазерного излучения значительной мощности.
Ближайшим аналогом заявляемого изобретения является изобретение, описанное в патенте США №6466806 (МПК А61В 5/00 (20060101); G01N 21/17 (20060101); А61В 005/00). В известном патенте описаны способ и устройство для фотоакустического анализа материалов, в которых концентрация представляющего интерес компонента в исследуемом материале определяется методом резонансной фотоакустической спектроскопии с применением серии коротких эквидистантных импульсов, регулируемых по длительности, энергии, числу и частоте их следования. Длину волны света выбирают в области полосы поглощения исследуемого компонента. Фотоакустические колебания возбуждаются при поглощении света в тонком слое исследуемого материала и определяются длиной тепловой диффузии. Частоту следования импульсов в серии выбирают равной частоте собственных акустических колебаний тонкого слоя среды, который можно рассматривать как тонкую мембрану. Таким образом, акустические колебания становятся резонансными. Концентрацию исследуемого компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты резонансных фотоакустических колебаний. Так же как и способ, описанный в указанном патенте, заявляемый способ включает облучение поверхности исследуемого материала, содержащего представляющий интерес компонент, серией коротких эквидистантных импульсов света с заданной длиной волны и регулируемых по длительности, энергии, числу и частоте их следования, возбуждение фотоакустических колебаний в исследуемом материале и их регистрацию.
Выбранное в качестве ближайшего аналога устройство, описанное в указанном патенте США №6466806, так же как и заявляемое устройство, содержит источник света, предназначенный для возбуждения фотоакустических колебаний в исследуемом материале, детектор, предназначенный для регистрации фотоакустических колебаний и генерации электрических сигналов, соответствующих амплитуде и частоте упомянутых фотоакустических колебаний, и процессор, предназначенный для определения концентрации представляющего интерес компонента в исследуемом материале на основании поступающих в него электрических сигналов.
Описанные способ и устройство могут использоваться для мониторинга компонентов крови, преимущественно глюкозы. Способ резонансной фотоакустики позволяет повысить отношение сигнала к шуму и уровень чувствительности.
К сожалению, указанный в ближайшем аналоге способ фотоакустического анализа материалов и соответственно устройство для его реализации имеют серьезный недостаток, связанный с невозможностью выполнения достаточно точных измерений в случае, когда границы полосы поглощения представляющего интерес компонента «размываются» вследствие поглощения света другими компонентами, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.
Раскрытие изобретения
Задача, на решение которой направлено заявляемое изобретение, состоит в создании высокоточного способа фотоакустического анализа материалов и устройства для его реализации, позволяющих осуществлять неинвазивный квазинепрерывный мониторинг компонентов крови, преимущественно глюкозы.
Технический результат, достигаемый при использовании заявляемого изобретения, заключается в повышение точности измерений и разрешающей способности определения концентрации исследуемого компонента тестируемого материала и в расширении динамического диапазона и спектральной области мониторинга.
Указанная задача решается, а технический результат достигается благодаря тому, что в способе фотоакустического анализа материалов, включающем облучение поверхности исследуемого материала, содержащего представляющий интерес компонент, серией коротких эквидистантных импульсов света с заданной длиной волны, и регулируемых по длительности, энергии, числу и частоте их следования, возбуждение фотоакустических колебаний в исследуемом материале и их регистрацию, указанное облучение осуществляют зондирующим и опорным лучами с различными заданными длинами волн, при этом энергию, число и частоту следования импульсов выбирают достаточными для возбуждения фазово-сопряженных акустических колебаний в исследуемом материале таким образом, что зондирующий луч возбуждает фазово-сопряженные акустические колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в исследуемом материале, а опорный луч возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от упомянутых колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом, и определяют концентрацию представляющего интерес компонента в исследуемом материале на основании измерения амплитуды и частоты упомянутых фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.
Возбуждение фазово-сопряженных фотоакустических колебаний с помощью зондирующего и опорного лучей с различными заданными длинами волн таким образом, что зондирующий луч возбуждает фазово-сопряженные акустические колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в исследуемом материале, а опорный луч возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от упомянутых колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом, позволяет устранить влияние концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента, на точность измерения концентрации искомого компонента и увеличить чувствительность способа.
Для решения указанной задачи и достижения заявленного технического результата дополнительно выполняют регистрацию, по крайней мере, энергии, частоты и числа световых импульсов упомянутых зондирующего и опорного лучей и генерацию электрических сигналов, соответствующих упомянутым энергии, частоте и числу световых импульсов, применимых для действия обратной связи, при этом выполняют автоматическую настройку упомянутых энергии, частоты и числа световых импульсов упомянутых зондирующего и опорного лучей, достаточных для возбуждения упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний в исследуемом материале.
Длину волны упомянутого зондирующего луча выбирают соответствующую преимущественно максимуму полосы поглощения или из области полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.
Длину волны упомянутого пробного луча выбирают соответствующую преимущественно минимуму полосы поглощения или вблизи минимума полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.
Упомянутые зондирующий и опорный лучи направляют на тестируемую область вглубь исследуемого материала.
Для регистрации упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний используют преимущественно фотодетектор изменений рассеяния света, обусловленных фазово-сопряженными акустическими колебаниями в исследуемом материале либо для регистрации упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний через воздух используют микрофон. Осуществляют калибровку, при которой определяют эталонное значение концентрации представляющего интерес компонента; определяют соответствие значения концентрации, полученного заявляемым способом, с эталонным значением концентрации, и при их несовпадении вводят поправку на показания, полученные заявляемым способом, согласуя их с результатом, полученным путем инвазивных измерений.
Значения концентрации представляющего интерес компонента визуализируют.
Указанная задача решается, а технический результат достигается также благодаря тому, что в устройстве, предназначенном для фотоакустического анализа материалов, содержащем по крайней мере, один источник света, предназначенный для возбуждения фотоакустических колебаний в исследуемом материале, по крайней мере, один детектор, предназначенный для регистрации упомянутых фотоакустических колебаний и генерации электрических сигналов, соответствующих амплитуде и частоте упомянутых фотоакустических колебаний, и процессор, предназначенный для определения концентрации представляющего интерес компонента в исследуемом материале на основании поступающих в него электрических сигналов, упомянутый источник света обеспечивает излучение зондирующего и опорного лучей с различными заданными длинами волн коротких эквидистантных импульсов, регулируемых, по крайней мере, по энергии, числу и частоте их следования, достаточными для возбуждения фазово-сопряженных акустических колебаний в исследуемом материале таким образом, что зондирующий луч возбуждает упомянутые колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в исследуемом материале, а опорный луч возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом, а также благодаря тому, что в него дополнительно включен, по крайней мере, один второй детектор, предназначенный для регистрации, по крайней мере, энергии, частоты и числа световых импульсов упомянутых зондирующего и опорного лучей и генерации электрических сигналов, соответствующих упомянутым энергии, частоте и числу световых импульсов, применяемых для действия обратной связи между элементами упомянутого устройства.
При этом источник света излучает зондирующий луч с длиной волны, значение которой соответствует преимущественно максимуму полосы поглощения или находится в области полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале, а опорный луч - с длиной волны, значение которой соответствует преимущественно минимуму полосы поглощения или находится вблизи минимума полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.
Источник света излучает зондирующий и опорный лучи, состоящие преимущественно из серии коротких эквидистантных импульсов излучения, с регулируемой энергией, числом и частотой их следования достаточных для возбуждения фазово-сопряженных акустических колебаний в исследуемом материале.
Источник света является преимущественно двухволновым импульсным источником света, в состав которого входят, по крайней мере, два чипа импульсных лазерных диодов, излучающих упомянутые зондирующий и опорный лучи.
Первый детектор представляет собой фотодетектор, преимущественно фотодиод, предназначенный для регистрации изменений рассеяния света, обусловленных фазово-сопряженными акустическими колебаниями в исследуемом материале.
Устройство может дополнительно содержать измерительную оптическую ячейку, предназначенную для ограничения поверхности исследуемого материала и обеспечивающую попадание упомянутых зондирующего и опорного лучей в тестируемую область на поверхности исследуемого материала, ограниченную указанной оптической ячейкой.
Упомянутая оптическая ячейка позволяет регистрировать упомянутые фазово-сопряженные акустические колебания.
В качестве упомянутого первого детектора, предназначенного для регистрации упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний, может быть использован микрофон.
Устройство может дополнительно содержать измерительную акустическую ячейку, предназначенную для ограничения поверхности исследуемого материала и обеспечивающую попадание упомянутых зондирующего и опорного лучей в тестируемую область на поверхности исследуемого материала, ограниченную указанной акустической ячейкой.
Упомянутая акустическая ячейка позволяет регистрировать упомянутые фазово-сопряженные акустические колебания.
Второй детектор содержит, по крайней мере, один фотодетектор, преимущественно фотодиод. Устройство может дополнительно содержать светоделители, с помощью которых определенную часть упомянутых зондирующего и опорного лучей направляют к упомянутому второму фотодетектору.
Второй фотодетектор обеспечивает регистрацию длительности, частоты, энергии и числа световых импульсов определенной части упомянутых зондирующего и опорного лучей, применимых для действия обратной связи между элементами упомянутого устройства путем автоматической настройки энергии, частоты и числа световых импульсов, упомянутых зондирующего и опорного лучей достаточных для возбуждения упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний в исследуемом материале.
Устройство дополнительно содержит дисплей для визуализации значения концентрации представляющего интерес компонента.
Краткое описание чертежей
Изобретение поясняется чертежами.
На Фиг.1 представлено упрощенное сечение оптической ячейки, входящей в состав заявляемого устройства, согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения.
На Фиг.2 представлена упрощенная блок-схема заявляемого устройства, включающего оптическою ячейку, представленную на Фиг.1.
На Фиг.3 представлена упрощенная графическая иллюстрация акустических колебаний, возникающих в исследуемом материале под действием зондирующего и опорного лучей света, и их фазовое сопряжение согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения.
На Фиг.4 приведена упрощенная графическая иллюстрация резонансных кривых, обусловленных лазерным возбуждением серией импульсов согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения.
На Фиг.5 показано упрощенное сечение возможной конструкции оптической ячейки заявляемого устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, с применением импульсного лазерного диода, излучающего две длины волны.
На Фиг.6 показано упрощенное первое сечение оптической ячейки заявляемого устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, с применением волоконно-оптического кабеля.
На Фиг.7 представлено упрощенное второе сечение заявляемого устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, с применением волоконно-оптического кабеля.
На Фиг.8 представлено упрощенное сечение акустической ячейки, входящей в состав заявляемого устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, с применением акустического детектора, такого как микрофон.
На Фиг.9 приведена функциональная схема, иллюстрирующая способ определения концентрации представляющего интерес компонента в исследуемом материале согласно предлагаемому изобретению.
На Фиг.10 показана функциональная схема, иллюстрирующая способ калибровки электронно-оптического устройства согласно предлагаемому изобретению.
Осуществление изобретения
Заявляемое устройство, предназначенное для фотоакустического анализа материалов, представляет собой электронно-оптическое устройство, которое согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения включает оптическую ячейку 1 (Фиг.1) и электронный блок 2, соединенный с оптическими компонентами, входящими в оптическую ячейку 1.
Оптическая ячейка 1 включает, по крайней мере, два чипа импульсных лазерных диодов (источники излучения), как источник двухволнового импульсного лазерного излучения, и три чипа фотодиодов. Керамические подложки (не показаны) для указанных чипов могут быть использованы внутри оптической ячейки 1, имеющей стеклянное окно 3, которое помещают на поверхность мишени 4, например, на тестируемую область 5 кожи человека. Оптическая ячейка 1 может иметь стандартный корпус типа ТО-5 со стеклянным окном 3 толщиной 0.3 мм.
Чип 6 первого лазерного диода (источника излучения) излучает импульсы света зондирующего луча 7 с длиной волны, соответствующей преимущественно максимуму полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале или с длиной волны, значение которой находится в области полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале. Чип 8 второго лазерного диода излучает импульсы света опорного луча 9 с длиной волны, соответствующей преимущественно минимуму полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале или соответствующей значению вблизи минимума полосы поглощения представляющего интерес компонента. Оба луча 7 и 9 содержат серию коротких эквидистантных импульсов света, регулируемых по длительности, энергии, числу и частоте их следования.
Согласно предлагаемому изобретению зондирующий луч 7 и опорный луч 9 могут излучаться одним источником света, включающим чипы 6 и 8 импульсных лазерных диодов.
Зондирующий луч 7 и опорный луч 9 проходят через стеклянное окно 3 и облучают тестируемую область 5 мишени 4, например тело человека, возбуждая фазово-сопряженные акустические колебания, которые вызывают изменения обратного рассеяния света 10. Одна часть зондирующего и/или опорного луча возбуждает акустические колебания вследствие поглощения света, а другая часть рассеивается в тестируемой области 5. В результате, акустические колебания индуцируют изменения рассеяния света согласно формулам (1)-(21), приведенным далее.
Обратно рассеянная часть света 10 зондирующего 7 и опорного 9 лучей проходит через стеклянное окно 3 и регистрируется светочувствительным слоем 11 первого фотодиода 12 и светочувствительным слоем 13 второго фотодиода 14. Обратная сторона чипа 6 излучает луч 15 мощностью порядка 1% от мощности зондирующего луча 7. Аналогично, обратная сторона чипа 8 излучает луч 16 мощностью порядка 1% от мощности опорного луча 9. Оба луча 15 и 16 регистрируют светочувствительным слоем 17 третьего фотодиода 18 с целью контроля частоты импульсов и мощности зондирующего и опорного лучей.
Это позволяет реализовать обратную связь для управления предлагаемым устройством, используя электрические выводы (не показаны) для лазерных диодов и фотодиодов внутри оптической ячейки 1.
Согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения, с целью неинвазивного определения концентрации глюкозы в тканях человека, в качестве чипов 6 и 8 для излучения зондирующего луча 7 могут быть использованы промышленно выпускаемые чипы с длиной волны излучения в спектральной области 1550-1750 нм и, предпочтительнее, 1550-1625 нм. Аналогично, для излучения опорного луча 9 могут быть использованы промышленно выпускаемые чипы с длиной волны излучения в спектральной области 1300-1520 нм и, предпочтительнее, 1480-1520 нм.
Эффективность применения лазера для анализа материалов в значительной степени зависит от параметров излучения, таких как длина волны, модовая структура излучения, амплитудное распределение, ширина основного импульса, мгновенная мощность импульса, точность настройки, и возможности изменения этих и других параметров излучения.
Первый 6 и второй 8 источники излучения, используемые в настоящем изобретении, выбирают исходя из таких требований, как энергия и длина волны излучения, необходимые для определения концентрации представляющего интерес компонента, цикличность излучения, размеры и стоимость.
Например, по крайней мере, один из указанных источников излучения 6 или 8 может представлять собой: перестраиваемый импульсный лазерный диод, линейку лазерных диодов, соединенных оптическим волокном, перестраиваемый импульсный лазер на оптическим волокне, импульсную лампу или светодиод (LED). Первый 6 и второй 8 источники излучения могут включать комбинацию из указанных источников.
2
По крайней мере, один из указанных источников излучения 6 или 8 может включать лазер на стержне или пластине стекла, легированного эрбием (Er) или перестраиваемый Co:MgF - лазер, а также лазер на среде с неодимом и модуляцией добротности.
Амплитуда, частота и скорость релаксации фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, зависят от концентрации представляющего интерес компонента, а также от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения исследуемого компонента.
Амплитуда, частота и скорость релаксации фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9, зависят только от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения представляющего интерес компонента и не зависят от концентрации исследуемого компонента.
Частоту следования импульсов выбирают таким образом, что зондирующий луч 7 возбуждает указанные колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде, а опорный луч 9 возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом. Концентрацию представляющего интерес компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.
Электронный блок 2 может быть соединен с оптическими компонентами проводами, кабелями или с помощью беспроводной связи или может быть объединен с упомянутыми оптическими компонентами в единый блок.
Согласно предлагаемому изобретению заявляемое устройство (Фиг.2) может быть подсоединено к источнику энергии 19 для питания электронного блока 2 и оптических компонент, входящих в оптическую ячейку 1. На Фиг.2 показан внешний источник переменного тока АС. Источник энергии 19 может быть включен в состав электронного блока 2 и блока оптических компонент, входящих в оптическую ячейку 1. Он может быть источником переменного АС или постоянного DC тока. Более того, электронный блок 2 и блок оптических компонент, входящих в оптическую ячейку 1, могут иметь дополнительный источник питания, подсоединенный к блоку оптических компонент, входящих в оптическую ячейку 1. Электронно-оптическое устройство может быть также подсоединено к внешнему процессору 20 для осуществления калибровки, мониторинга, обработки результатов и их представления на дисплее. Внешний процессор 20 может представлять собой персональный компьютер (PC), персональное информационное устройство, смартфон или другое подобное устройство.
Согласно предлагаемому изобретению, электронно-оптическое устройство может дополнительно включать набор электронных компонент. Например, электронно-оптическое устройство может включать процессор (CPU) 21, первый блок питания 22 излучателя 6 и второй блок питания 23 излучателя 8, а также детекторы электрических импульсов - первый 24, второй 25 и третий 26, мультиплексор (MUX) 27 и аналогово-цифровой конвертор (ADC) 28.
Электронно-оптическое устройство может также включать светоделители 29 и 30 для зондирующего луча 7 и опорного луча 9 и получения лучей 15 и 16 малой мощности порядка 1-5% мощности лучей 7 и 9 соответственно. Лучи 15 и 16 регистрируют третьим фотодетектором 18. Фотодетекторы 12, 14 и 18 могут быть оптическими сенсорами, такими как фотодиод, включая p-i-n (PIN) фотодиод, лавинный фотодиод, фотоэлектронный умножитель (ФЭУ), прибор с зарядовой связью (CCD), или другие приборы, способные преобразовать свет в электрический ток. Также в электронно-оптическое устройство может быть включен усилитель (не показан) для усиления обратного рассеяния света 10. Фотодетекторы преобразуют обратно рассеянный свет 10 и лучи 15 и 16 в электрические сигналы, которые поступают в процессор 21. Согласно предлагаемому изобретению, электрические сигналы соответствуют, по крайней мере, амплитуде, частоте или времени задержки переходных процессов, которые создаются в мишени 4. Электрические сигналы могут быть переданы от пик-детекторов 24, 25, 26 к мультиплексору (MUX) 27. Мультиплексор (MUX) 27 комбинирует сигналы от пик-детекторов 24, 25, 26 и выдает результирующий электрический сигнал для аналогово-цифрового конвертора (ADC) 28. Аналогово-цифровой конвертор (ADC) 28 преобразует входящий аналоговый сигнал в цифровой электрический сигнал для процессора 21.
Процессор 21 получает электрические сигналы и формирует соответствующие инструкции, которые могут храниться во внешнем запоминающем устройстве (не показано) для выполнения в дальнейшем вычислений в соответствии с полученными инструкциями. Например, процессор 21 может рассчитать изменения интенсивности обратно рассеянного света 10, вызванные фотоакустическими колебаниями в мишени 4 при облучении ее зондирующим 7 и опорным 9 лучами и другие сопутствующие переходные процессы. Результат облучения определяется величиной импульсов зондирующего 7 и опорного 9 лучей, регулируемых по длительности, энергии, числу, частоте и времени задержки между ними, как описано далее и показано на Фиг.3 и Фиг.4.
На основе вычислений изменения интенсивности обратно рассеянного света 10, процессор 21 формирует инструкции для выполнения алгоритма определения концентрации искомого компонента в тестируемой области 5. Согласно предлагаемому изобретению вычисления могут быть выполнены также внешним процессором, например, встроенным в компьютер 20. Вычисленная концентрация может быть представлена на дисплее, прилагаемом к электронному блоку 2, или на компьютере 20. Более того, концентрация может быть табулирована в компьютере 20 для последующего анализа ее во времени. Для связи между компьютером 20 и процессором 21 может быть применена система блютуз.
Согласно предлагаемому изобретению процессор 21 получает электрические сигналы от третьего фотодиода 18 с целью контроля частоты импульсов света и мощности зондирующего 7 и опорного 9 лучей и формирует соответствующие инструкции по реализации обратной связи для управления электронно-оптическим устройством. В качестве процессора 21 может быть использован стандартный процессор или микропроцессор, позволяющий увеличить отношения сигнала к шуму. С целью повышения чувствительности и точности измерений для наблюдения диффузно рассеянного света может быть применен стандартный хромометрический спектральный анализ.
Согласно предлагаемому изобретению может осуществляться анализ изображения тестируемой поверхности. В частности, анализ изображения исследуемой поверхности необходим для контроля области облучения зондирующим 7 и опорным 9 лучами, так как оба луча должны быть направлены на одну и ту же тестируемую область 5. Устройство для анализа изображения может включать видеокамеру с соответствующим программным обеспечением, обеспечивающим точное позиционирование оптической ячейки 1. Миниатюрная видеокамера может быть инсталлирована таким образом, чтобы в реальном времени показывать пользователю положение оптической ячейки 1 на мишени 4. На тестируемую область 5 могут быть нанесены маркеры таким образом, чтобы пользователь, используя видеокамеру, мог настроить положение оптической ячейки относительно тестируемой области 5.
Согласно предлагаемому изобретению для инжекции зондирующего 7 и опорного 9 лучей в мишень 4 и направления обратного рассеяния света 10 на детекторы 12 и 14, как показано на Фиг.6 и 7, могут применяться световоды, обычно волоконно-оптический кабель.
Слои дермиса и эпидермиса кожи, которые генерируют акустические волны, можно рассматривать как тонкую мембрану. Согласно предлагаемому изобретению амплитуду и частоту акустических колебаний можно измерить акустическим детектором типа микрофона через воздух, как показано на Фиг.8. Мембрана имеет собственную частоту акустических колебаний, которая зависит от толщины мембраны, ее упругих свойств и площади поверхности мембраны, которая равна площади апертуры акустической ячейки. Если частота импульсов света, вызывающих акустические колебания, равна собственной частоте акустических колебаний мембраны, то колебания становятся резонансными, как показано на Фиг.4. При таких условиях амплитуда акустических колебаний возрастает во много раз, приводя к увеличению отношения сигнала к шуму, и, следовательно, чувствительности и точности тестирования.
0
На Фиг.3 представлена упрощенная графическая иллюстрация акустических колебаний в материале под действием зондирующего 7 и опорного 9 лучей света и их фазовое сопряжение согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения. Сначала рассмотрим акустические колебания, возникающие под действием коротких световых импульсов в тонком слое кожи, который можно рассматривать как тонкую мембрану. Как показано на Фиг.3, если длительность τ короткого лазерного импульса 31 зондирующего луча 7 или короткого лазерного импульса 32 опорного луча 9 намного меньше периода Тсобственных акустических колебаний 33 мембраны, то колебания будут затухающими. В этом случае смещение мембраны можно представить в виде:
и
0
0
где А - амплитуда акустических колебаний мембраны, А - начальная амплитуда, ω - циклическая частота собственных акустических колебаний мембраны 33, δ - коэффициент затухания, φ - начальная фаза колебаний; и фаза колебаний равна:
0
ψ=ωt-φ,
0
0
0
ω=2πf=2π/Т,
0
0
где f - частота, Т - период собственных акустических колебаний 31 мембраны.
В общем случае φ=kx, где k - волновое число, k=2π/Λ=ω/v, Λ - длина волны акустических колебаний, ω - циклическая частота, v - фазовая скорость акустических волн вдоль оси x, нормальной к поверхности кожи.
1
2
Если А - амплитуда акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7, и А - амплитуда акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9, то амплитуда результирующих акустических колебаний мембраны равна:
,
где Δψ - разность фаз акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9:
0
Δψ=ωΔt,
где Δt - время задержки между коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9.
Согласно формуле (3),
1
2
А=А+А=max,
когда
и
где i=0, 1, 2, 3,…
В этом случае моноимпульсы зондирующего луча 7 и опорного луча 9 возбуждают фазово-сопряженные фотоакустические колебания синфазно, т.е. с одинаковой фазой.
1
2
А=А-А=min,
когда
и
В этом случае моноимпульсы зондирующего луча 7 и опорного луча 9 возбуждают фазово-сопряженные фотоакустические колебания антифазно, т.е. в противофазе.
В общем случае собственные акустические колебания 33 мембраны являются затухающими и содержат порядка 10 амплитуд. Поэтому можно считать, что моноимпульсы зондирующего луча 7 и опорного луча 9 возбуждают фотоакустические колебания независимо, если время задержки Δt между коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9 равно:
0
В этом случае время релаксации θ собственных акустических колебаний 33 мембраны, т.е. время, в течение которого амплитуда акустических колебаний мембраны уменьшается в е раз (е=2.72), согласно формуле (2), θ=1/δ≤10Т.
Время задержки Δt между коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9 выбирают так, чтобы фотоакустические колебания были антифазными согласно (7) или независимыми согласно (8).
Проанализируем действие на мишень 4 серии импульсов или квазинепрерывного (QCW) излучения зондирующего 7 и опорного 9 лучей с различными заданными длинами волн коротких эквидистантных импульсов света, регулируемых по энергии, числу и частоте f их следования с периодом Т=1/f.
0
Если период Т следования коротких эквидистантных импульсов света равен периоду Тсобственных акустических колебаний 33 мембраны, то колебания становятся резонансными или синфазными, т.е. с одинаковой фазой.
В общем случае, согласно формуле (5), акустические колебания становятся фазово-сопряженными синфазно, или синфазными, если время задержки Δt между коротким лазерными импульсами равно:
0
Δt=Т=iT,
а частота их следования
где i=1, 2, 3…
В этом случае, согласно формуле (4), разность фаз акустических колебаний, возбуждаемых в среде короткими лазерными импульсами света зондирующего 7 или опорного 9 луча равна:
Δψ=2iπ.
Согласно формуле (7) акустические колебания становятся фазово-сопряженными в противофазе или антифазными, если время задержки Δt между коротким лазерными импульсами равно:
0
Δt=Т=(2i+1)Т/2,
а частота их следования
где i=1, 2, 3…
В этом случае, согласно формуле (6), разность фаз акустических колебаний, возбуждаемых в среде короткими лазерными импульсами света зондирующего 7 или опорного 9 луча равна:
Δψ=(2i+1)π.
Согласно формуле (8) акустические колебания становятся независимыми, если время задержки Δt между коротким лазерными импульсами света зондирующего 7 или опорного 9 луча или между серией этих импульсов равно:
а частота их следования
0
f<f/10.
0
Таким образом, если время задержки между серией коротких лазерных импульсов света зондирующего 7 или опорного 9 луча Δt>10 Т, то акустические колебания, возбуждаемые в среде короткими лазерными импульсами света зондирующего 7 и опорного 9 лучей, можно считать независимыми. При этом, согласно предлагаемому изобретению, каждый из указанных лучей возбуждает в среде синфазные акустические колебания, при i≥1, согласно условию (9).
0
0
0
0
Обычно T=0.1-1 мсек, и f=1/Т=1-10 кГц; длительность импульса света τ=10-100 нсек << Т.
0
0
0
0
Например, если Т=1 мсек, а частота собственных акустических колебаний f=1/Т=1 кГц, то акустические колебания можно считать независимыми, если Т>10 мсек, а частота следования коротких импульсов света f<100 Hz. Аналогично акустические колебания, возбуждаемые в среде серией коротких лазерных импульсов света зондирующего 7 и опорного 9 лучей, можно считать независимыми, если время задержки между сериями Δt>10 T=10 мсек. В этом случае, согласно предлагаемому изобретению, каждый из указанных лучей возбуждает в среде синфазные акустические колебания, согласно условию (9), с частотой, равной 1 кГц/i, где i=1, 2, 3….
Согласно предлагаемому изобретению при одновременном возбуждении акустических колебания в среде серией коротких лазерных импульсов зондирующего 7 и опорного 9 лучей зондирующий луч возбуждает акустических колебания синфазно при i≥1 согласно условию (9), а опорный луч возбуждает акустические колебания в противофазе согласно условию (10).
0
Упрощенная графическая иллюстрация резонансных кривых, обусловленных лазерным возбуждением серией импульсов, согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения, представлена на Фиг.4, на которой показаны резонансные кривые 34, когда частота ω импульсов света, вызывающих акустические колебания, равна собственной частоте ω акустических колебаний среды при различных значениях коэффициента затухания δ.
Как видно из Фиг.4, проявление резонанса возможно при условии:
0
0
0
Собственная циклическая частота акустических колебаний мембраны ω=2π/Т=2πf и зависит от толщины мембраны, ее упругих свойств и площади поверхности мембраны, которая равна площади апертуры акустической ячейки.
0
Обычно частота резонансных акустических колебаний кожи человека, которую можно рассматривать как тонкую мембрану, равна f=(1-3) кГц, а число собственных затухающих акустических колебаний этой мембраны более 10.
Фотоакустический эффект состоит в том, что поглощение света лазерного импульса вызывает адиабатическое увеличение температуры и скачек давления, приводящего к ударной волне, направленной к поверхности. Величина коэффициента поглощения и значение локальной плотности энергии излучения, а также термофизические свойства среды определяют амплитуду возбуждаемого фотоакустического сигнала.
Для регистрации акустических колебаний поверхности наиболее эффективна ультразвуковая трансдукция.
0
0
В общем случае, согласно формуле (9), акустические колебания становятся фазово-сопряженными синфазно или синфазными, если частота следования коротких импульсов света f=f/i, где f - частота собственных акустических колебаний 33 мембраны, и i=1, 2, 3…
0
Акустические колебания становятся резонансными, если f=f, и i=1.
Таким образом, резонансные акустические колебания являются частным случаем синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i=1.
Применение синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i>1 позволяет возбуждать резонансные акустические колебания зондирующим лучом 7, имеющим меньшее значение средней мощности, чем это необходимо при i=1. Например, частота собственных акустических колебаний 33 мембраны равна 2 кГц, и используют зондирующий луч 7 с мощностью импульсов 10 Вт и длительностью импульсов 100 нсек. В этом случае энергия импульса равна 1 мкДж, а средняя мощность зондирующего луча света, необходимая для возбуждения резонансных акустически колебаний при i=1, равна 2 мВт при частоте импульсов, равной 2 кГц. Применение синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i=2 позволяет возбуждать резонансные акустические колебания зондирующим лучом 7, имеющим меньшее значение частоты импульсов, равном 1 кГц, и меньшее среднего значения мощности, равного 1 мВт, при том же значении энергия импульса равном 1 мкДж.
В этом случае частоту импульсов опорного луча 9 выбирают так, чтобы возбуждаемые им акустические колебания были в противофазе к акустическим колебаниям, возбуждаемым зондирующим лучом 7. Тогда, при i=2, согласно формуле (10), частота импульсов опорного луча 9 должна быть равна 0.8 кГц.
Согласно предлагаемому изобретению электронно-оптическое устройство, представленное на Фиг.2, может также включать импульсный лазерный диод, излучающий две длины волны, согласно Фиг.5.
На Фиг.5, как и на Фиг.1, представлен импульсный лазерный диод (оптическая ячейка 1), излучающий две длины волны, содержащий, по крайней мере, два отдельных чипа 6 и 8 импульсных лазерных диодов. По крайней мере, один чип фотодиода 18 позволяет реализовать обратную связь для управления электронно-оптическим устройством, используя электрические выводы (не показаны) для лазерных диодов и фотодиодов внутри диода. Все чипы располагают на керамических подложках (не показаны) в одном корпусе оптической ячейки 1.
Как уже было описано ранее, зондирующий луч 7 и опорный луч 9 проходят через стеклянное окно 3 и облучают тестируемую область 5 мишени 4, например палец человека, возбуждая фазово-сопряженные акустические колебания и вызванные ими изменения рассеяния света 10, которые регистрируют отдельным фотодетектором 12. Одна часть зондирующего 7 и/или опорного 9 луча возбуждает акустические колебания вследствие поглощения света, а другая часть рассеивается в тестируемой области 5. В результате, акустические колебания индуцируют изменения рассеяния света согласно формулам (13)-(21), приведенным далее.
Расстояние "d" между импульсным лазерным диодом 1 и фотодетектором 12 устанавливают в пределах (1-10) мм, преимущественно (2-3) мм, что достаточно для регистрации фазово-сопряженных акустических колебаний в среде, такой как палец человека.
Угол "α" между направлением зондирующего луча 7 и нормалью к приемной поверхности фотодетектора 12 устанавливают в пределах (0-180)°, и преимущественно (20-90)°, что достаточно для регистрации фазово-сопряженных акустических колебаний в среде, такой как палец человека. Если α=0°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в обратном направлении. Если α=180°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в прямом направлении. Если α=90°, то регистрируют луч света 10, рассеянный в направлении, нормальном к направлению зондирующего луча 7.
a
Величина фотоакустического сигнала, действующего как давление, определяется термоупругим коэффициентом расширения β, коэффициентом оптического поглощения µ, и распределением поглощенных фотонов Н(z):
p
где z - глубина, и C - теплоемкость среды при постоянном давлении.
Формула (13) строго верна только при быстром нагреве среды, приводящем к ее мгновенному расширению и генерации импульса давления. Временное ограничение требует, чтобы длительность лазерного импульса была значительно меньше времени прохождения импульса давления на глубину проникновения света в среде. Лазерный импульс длительностью (10-100) нсек является идеальным источником для возбуждения акустических колебаний в тканях человека.
ν
a
Импульс света, поглощаясь в среде, вызывает ее нагрев, а тепловой импульс, действуя на молекулы среды, приводит к быстрому изменению амплитуды колебания молекул и затухающих колебаний рассеянного света. Амплитуда колебаний пропорциональна скорости изменения температуры А(λ) ~ dT/dt, т.е. плотности мощности падающего света qи коэффициенту оптического поглощения µ(λ) в среде:
Плотность мощности падающего света равна:
i
где J - энергия лазерного импульса, τ - длительность лазерного импульса, V - объем облучаемой области среды.
a
s
Энергия лазерного луча поглощается в объеме V=ZS и определяется площадью S излучаемой поверхности источников 6 и 8 лучей 7 и 9 и глубиной проникновения света Z. Глубина проникновения света Z определяется расстоянием, на котором интенсивность света уменьшается в е раз (е=2.72), и связана с коэффициентами оптического поглощения µ(λ) и рассеяния µ(λ), которые зависят от длины волны света:
ef
Z=1/µ,
где
Закон Бера - Ламберта описывает поглощение света в нерассеивающей среде:
0
где I - интенсивность падающего света, I - интенсивность света, прошедшего через среду, x - оптический путь, обычно равный толщине образца; коэффициент оптического поглощения среды равен:
a
-1
µ(λ)=εС, см,
где ε - специфический коэффициент ослабления (экстинкции) поглощающего свет компонента.
Коэффициент оптического поглощения равен вероятности поглощения света на единице пути.
Закон Бера-Ламберта (17) применим только для пропускающей среды и не пригоден для мутных сред, таких как тело человека.
В общем случае превращение света в тепло зависит не только от поглощения света, но и его рассеяния.
Коэффициент рассеяния света равен:
где ρ - плотность рассеивающих частиц, σ - сечение рассеяния частиц.
Коэффициент рассеяния равен вероятности изотропного рассеяния света на единице пути. Рассеяние света в биологических тканях обусловлено хаотическими изменениями показателя преломления света n=f(λ) в микроскопических и макроскопических масштабах. В органических материалах показатель преломления света, а следовательно, и рассеяние света сильно зависят от длины волны света. Рассеяние света в слое дермиса кожи человека включает комбинацию рассеяния Ми большими цилиндрическими волокнами коллагенов и Рэлеевского рассеяния мелкомасштабными клеточными структурами. Оба рассеяния Ми и Рэлея относятся к упругому рассеянию, при котором энергия (следовательно, длина волны и частота) света практически неизменны. Однако электромагнитное излучение, рассеянное подвижными объектами, испытывает сдвиг Доплера в длине волны и частоты излучения, что можно использовать для измерения скорости движения указанных объектов.
Упругое рассеяние света в тканях человека можно аппроксимировать формулой:
c
m
m
c
где α - средний диметр клеток, ρ - плотность рассеивающих частиц (концентрация клеток), λ - длина волны света, m=n/n - несовпадение показателей преломления, n - показатель преломления межклеточной жидкости, n - показатель преломления клеток (частиц).
Коэффициент рассеяния света изменяется с изменением указанных величин, а также зависит от несовпадения показателей преломления межклеточной жидкости и клеточных мембран, т.е. зависит и от концентрации глюкозы в межклеточной жидкости. Концентрация глюкозы в межклеточной жидкости, окружающей клетки ткани, примерно на 10% меньше концентрации глюкозы в крови. При увеличении концентрации глюкозы в межклеточной жидкости увеличиваются ее коэффициент оптического поглощения и показатель преломления, но уменьшается несовпадение показателей преломления m, а следовательно, и коэффициент рассеяния света, если остальные величины в формуле (19) останутся неизменными.
Для определения концентрации глюкозы возбуждающий источник света предварительно настраивают на полосы поглощения глюкозы в спектральных областях примерно 1520-1850 нм или 2050-2540 нм, чтобы возбудить фотоакустические колебания. Максимумы поглощения приходятся примерно на 1600 нм и 2120 нм соответственно.
В указанном диапазоне длин волн поглощение воды сравнительно слабое, а поглощение глюкозы сравнительно сильное. Таким образом, даже несмотря на то, что ткани человека могут иметь высокое содержание воды, электромагнитное излучение в указанном выше специфическом диапазоне длин волн способно проникать через ткань на глубину, достаточную для точных измерений. Несмотря на поглощение водой акустический сигнал, который генерируется вследствие поглощения электромагнитного излучения глюкозой, не подавляется сигналом, который генерируется водой. Оптическое поглощение глюкозой вызывает увеличение температуры и генерацию акустического излучения непосредственно в воздух. Можно считать, что интенсивность фотоакустических колебаний пропорциональна концентрации глюкозы.
a
s
-1
-1
Согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения с целью неинвазивного определения концентрации глюкозы в тканях человека для излучения зондирующего луча 7 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1550-1750 нм и, предпочтительнее, 1550-1625 нм. Аналогично для излучения опорного луча 9 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1300-1520 нм и, предпочтительнее, 1480-1520 нм. В тканях человека коэффициент оптического поглощения равен µ(λ)=(10-50) см при длине волны света 1550 нм, а глубина проникновения света Z=(0.5-3) мм. Коэффициент рассеяния света обычно равен µ=(10-100) мм, что примерно в (10-100) раз больше, чем коэффициент оптического поглощения. Наиболее высокое рассеяние света имеют дермис кожи, мозг и кости.
Для более полного описания рассеяния света в тканях человека необходимо определить вероятность рассеяния фотона в заданном направлении при каждом взаимодействии. Анизотропные свойства определяются косинусом угла рассеяния g. В биологической ткани рассеяние света имеет преимущественное направление вперед, что соответствует анизотропии в пределах 0.69<g<0.99. Несмотря на рассеяние, направленное вперед, большое значение коэффициента рассеяния света приводит к тому, что на глубине нескольких мм рассеяние является практически изотропным. Обычно, рассеяние света характеризуется коэффициентом:
который является фундаментальным параметром теории диффузии и равен эффективному числу изотропных рассеяний на единицу длины. Закон Бера-Ламберта (17) применим только для пропускающей среды и не пригоден для мутных сред, таких как тело человека. Для сильно рассеивающих сред закон Бера-Ламберта (17) должен быть изменен путем добавления поправок, связанных с увеличением оптического пути вследствие рассеяния света. Следовательно, этот закон не пригоден для абсолютных измерений концентрации представляющего интерес компонента в мутной среде. Однако возможно измерение изменения концентрации компонента путем измерения изменения поглощения. Альтернативно указанным методам концентрацию представляющего интерес компонента можно определить, измеряя разницу между значениями коэффициента рассеяния света зондирующего 7 и опорного 9 лучей согласно предлагаемому изобретению.
s
s
а
Фотоакустическое давление индуцирует изменение плотности рассеивающих частиц ρ, и, следовательно, изменение коэффициента рассеяния света µ согласно (13) и (19). Более того, индуцированное лазерным изучением изменение коэффициента рассеяния света µ вследствие фотоакустическиих колебаний, пропорционально коэффициенту оптического поглощения µ(λ), как и фотоакустическое давление Р, т.к. изменение плотности рассеивающих частиц ρ пропорционально фотоакустическому давлению Р.
Таким образом, зондирующий 7 и опорный 9 лучи индуцируют в мишени 4 фазово-сопряженные акустические колебания, которые вызывают изменения рассеяния света 10. Следовательно, акустические колебания могут быть зарегистрированы путем изменения колебаний рассеяния света 10, с помощью фотодиодов 12 и 14. Внешнее давление влияет на изменения колебаний рассеяния света 10, так же как и внутреннее фотоакустическое давление. Поэтому внешнее давление должно быть постоянным и/или контролироваться сенсором давления.
Согласно (19) рассеяние света в тканях человека зависит от несовпадения показателей преломления межклеточной жидкости и клеточных мембран, т.е. зависит и от концентрации глюкозы в межклеточной жидкости. При увеличении концентрации глюкозы в межклеточной жидкости уменьшится несовпадение показателей преломления m, а следовательно, и коэффициент рассеяния света. Таким образом, концентрацию глюкозы в межклеточной жидкости можно определить, если остальные величины в формуле (19) будут неизменны. Это возможно при малой мощности света, т.е. при статической спектроскопии упруго рассеянного света в среде. Фотоакустическое давление индуцирует изменение плотности рассеивающих частиц ρ, а следовательно, изменение коэффициента рассеяния света и колебаний рассеяния света 10, амплитуда которых пропорциональна концентрации глюкозы в межклеточной жидкости, т.е. является динамической спектроскопией неупругого рассеянного света в среде. Это позволяет повысить отношение сигнала к шуму и уровень чувствительности.
Коэффициент оптического поглощения зондирующего луча 7 при длине волны, соответствующей максимуму полосы оптического поглощения представляющего интерес искомого компонента в мутных средах, таких как тело человека, равен:
a1
a2
где µ - коэффициент оптического поглощения искомого компонента, а µ- коэффициент оптического поглощения других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде.
Коэффициент оптического поглощения зондирующего луча 7, а следовательно, и амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, зависит от концентрации искомого компонента, а также от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента.
a2
Амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9, определяется величиной коэффициента оптического поглощения µ, т.е. зависит только от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента и не зависит от концентрации искомого компонента.
a1
a2
Если концентрация искомого компонента намного больше, чем концентрация других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде, т.е. µ>>µ, то амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, намного больше, чем амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9.
Согласно предлагаемому изобретению, учитывая (9), применение синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i>1 позволяет возбуждать резонансные акустические колебания зондирующим лучом 7, имеющим меньшее значение средней мощности, чем это необходимо при i=1, как принято в ближайшем аналоге.
В общем случае, когда концентрация представляющего интерес компонента соизмерима или меньше концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде, согласно предлагаемому изобретению, частоту следования импульсов выбирают таким образом, что зондирующий луч 7 возбуждает указанные колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде, при i≥1, согласно условию (9), а опорный луч 9 возбуждает акустические колебания в противофазе, согласно условию (10), или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, согласно условию (11). При возбуждении акустических колебаний в среде серией коротких эквидистантных импульсов света, когда зондирующий 7 и опорный 9 лучи независимы, согласно условию (11), оба луча возбуждают акустические колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде при i≥1, согласно условию (9). Концентрацию исследуемого компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.
Предлагаемое устройство может быть снабжено световодами, выполненными, например, из оптического волокна (Фиг.6 и Фиг.7). Световоды 35, 36, 37 и 38 расположены внутри корпуса 39. Световод 35 подводит зондирующий луч 7 к тестируемой области 5 мишени 4. Световод 36 подводит опорный луч 9 к тестируемой области 5 мишени 4. Световоды 37 и 38 подводят обратно рассеянный свет 10 от тестируемой области 5 к фотодетекторам 12 и 14.
На Фиг.7, в качестве примера, показаны 10 световодов: два световода 35 и 36 для доставки зондирующего 7 и опорного 9 лучей к тестируемой области 5 мишени 4, четыре световода 37 и четыре световода 38 для доставки обратно рассеянного света 10 от тестируемой области 5 к фотодетекторам 12 и 14 соответственно. Согласно предлагаемому изобретению в заявленном устройстве может использоваться и большее число световодов. Применение жгута из оптических волокон позволяет сделать маленький и легкий корпус 39 для головки сенсора (электронно-оптического устройства), которая может легко контактировать с поверхностью мишени 4. Одна часть зондирующего 7 и/или опорного 9 луча возбуждает акустические колебания, вследствие поглощения света, а другая часть рассеивается в тестируемой области 5, такой как дермис кожи человека, т.е. на глубине (0.5-3) мм. В результате акустические колебания индуцируют изменения рассеяния света согласно формулам (1)-(21), приведенным выше.
Кожа человека состоит из тонкого внешнего слоя эпидермиса и внутреннего слоя дермиса. Микроскопические неоднородности кожи человека приводят к диффузному рассеянию падающего на нее света, а также к геометрическому отражению света. Геометрическое отражение сильно зависит от длины волны света и угла его падения и содержит информацию о комплексном показателе преломления материала и мнимой составляющей коэффициента оптического поглощения среды. Внешний тонкий слой эпидермиса содержит очень мало крови, поэтому отраженные от него лучи содержат мало информации о концентрации глюкозы. Геометрическое отражение полезно только тогда, когда весь образец адекватно представлен структурой поверхности. Если это не так, то такая методика приводит к значительным ошибкам, как, например, при неинвазивном измерении компонентов крови. Однако применение жгута из оптических волокон позволяет использовать геометрическое отражение света в очень чувствительном акустическом детекторе для измерения весьма малых смещений поверхности кожи.
1
2
В состав электронно-оптического устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, может входить акустическая ячейка, содержащая акустический детектор, такой как микрофон. В соответствии с блок-схемой, представленной на Фиг.2, на Фиг.8 показано устройство, в котором зондирующий луч 7 направлен световодом 40 на мишень 4 под углом α, а опорный луч 9 направлен световодом 41 на мишень 4 под углом α внутри акустической ячейки 42. Акустическая ячейка 42 может быть изготовлена из любого подходящего материала, предпочтительно из ABS пластика. Акустическая ячейка 42 передает акустические колебания 43 от тестируемой области 5 мишени 4 к акустическому детектору 44, например микрофону. Акустическая ячейка 42 служит корпусом для крепления акустического детектора 44 и выпуклых линз 45 и 46. Акустическая ячейка 42 сконструирована с возможностью расположения ее на тестируемой области 5 мишени 4, такой как кожа человека, и имеет апертуру 47, позволяющую осуществлять лазерное облучение тестируемой области. Выпуклая линза 45 служит для фокусировки зондирующего луча 7, а выпуклая линза 46 служит для фокусировки опорного луча 9 в той же точке 48 тестируемой области 5 на определенном расстоянии "ε" под поверхностью мишени 4, которое влияет на частоту собственных акустических колебаний поверхности мишени 4. Акустический детектор 44 регистрирует акустические колебания 43 тестируемой области 5 мишени 4 в пределах акустической ячейки 42. Регулировка угла между направлениями зондирующего 7 и опорного 9 лучей обеспечивает возбуждение и регистрацию фазово-сопряженных фотоакустических колебаний в среде.
Заявленный способ анализа материала может быть реализован с помощью заявленного устройства следующим образом (Фиг.9).
Головку электронно-оптического устройства, которая может представлять собой оптическую ячейку 1 (Фиг.1) или акустическую ячейку 42 (Фиг.8), прежде всего, помещают на поверхность мишени 4 (49). При этом согласно предлагаемому изобретению может быть использована любая из описанных выше конструкций оптической ячейки 1 (Фиг.5-Фиг.7). Согласно предлагаемому изобретению исследуемая область 5 может быть расположена на поверхности мишени 4 или под ней. Затем тестируемую область 5 облучают зондирующим лучом 7 (50). После чего тестируемую область 5 облучают опорным лучом 9 (51). Оба луча 7 и 9 создают индуцированные лазером колебания рассеянного света 10, которые регистрируют (52) фотодетекторами 12 и 14. Акустические колебания 43, распространяемые от тестируемой области 5 мишени 4, могут быть зарегистрированы через воздух акустическим детектором 44, таким как микрофон.
Согласно предлагаемому изобретению частоту следования импульсов выбирают таким образом, что зондирующий луч 7 возбуждает указанные колебания синфазно с собственными акустическими колебаниями в среде, а опорный луч 9 возбуждает акустические колебания преимущественно в противофазе или независимо от колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом. Концентрацию компонента определяют путем измерения амплитуды и частоты фазово-сопряженных фотоакустических колебаний.
Зондирующий 7 и опорный 9 лучи могут индуцировать как периодические, так и не периодические переходные процессы в мишени 4, которые могут, по крайней мере, частично модулировать рассеянное излучение 10. Детектор 44 (или фото детекторы 12 и 14) преобразуют зарегистрированные акустические колебания 43 или колебания рассеянного света 10 в электрические сигналы для их последующей обработки.
Согласно предлагаемому изобретению электрические сигналы могут соответствовать, по крайней мере, амплитуде, частоте или времени задержки каких-либо переходных процессов, которые могут быть созданы в мишени 4.
Электрические сигналы могут быть переданы от пик-детекторов 24, 25, 26 к мультиплексору (MUX) 27. Мультиплексор (MUX) 27 комбинирует сигналы от пик-детекторов 24, 25, 26 и выдает результирующий электрический сигнал для аналогово-цифрового конвертора (ADC) 28. Аналогово-цифровой конвертор (ADC) 28 преобразует входящий аналоговый сигнал в цифровой электрический сигнал для процессора 21.
Процессор 21 получает электрические сигналы и выдает инструкции, которые могут сохраняться во внешнем запоминающем устройстве (не показано) для выполнения вычислений, используя указанные цифровые электрические сигналы. Например, процессор 21 может рассчитать индуцированные лазерным излучением изменения интенсивности рассеянного света 10 (53), вызванные фотоакустическими колебаниями в мишени 4, и переходные процессы, которые могут происходить в мишени 4 в результате облучения ее зондирующим лучом 7 и опорным лучом 9. На основании вычислений изменения интенсивности рассеянного света 10 процессор 21 формирует инструкции для выполнения алгоритма вычисления концентрации (54) представляющего интерес компонента в тестируемой области 5 рассматриваемого материала. Согласно предлагаемому изобретению вычисления могут быть выполнены также внешним процессором, например, встроенным в компьютер 20. Найденную концентрацию представляют (55) на дисплее электронного блока 2 или на дисплее компьютера 20. Более того, концентрация может быть табулирована в компьютере 20 для последующего анализа ее во времени.
Согласно предлагаемому изобретению с помощью видеокамеры проводят анализ изображения тестируемой поверхности для того, чтобы контролировать направление зондирующего и опорного лучей, которые должны облучать одну и ту же область 5 тестируемой поверхности. На тестируемую область 5 наносят маркеры таким образом, чтобы пользователь, используя видеокамеру, мог выбрать правильное положение оптической ячейки относительно тестируемой области 5.
Для получения значений концентрации исследуемого компонента материала осуществляют калибровку электронно-оптического устройства (Фиг.10).
При выполнении калибровки сравнивают результаты измерения концентрации исследуемого компонента, полученные с помощью стандартного инвазивного метода, с результатами измерений, полученными при неинвазивных измерениях электронно-оптическим устройством, и вводят поправку на показания этого устройства, согласуя их с результатом, полученным путем инвазивных измерений. Изложенный ниже процесс калибровки неинвазивных измерений концентрации глюкозы в крови человека электронно-оптическим устройством применим и для других компонентов.
В первом приближении калибровочная кривая для вычисления концентрации глюкозы в крови человека имеет вид:
где Y - концентрации глюкозы; Х - измеряемая оптическим устройством величина, например, амплитуда акустических колебаний 43 тестируемой области 5 мишени 4, зарегистрированных акустическим детектором 44, таким как микрофон, через воздух (Фиг.8); "а" и "b" - постоянные параметры, которые должны быть найдены путем сравнения инвазивных и неинвазивных измерений разных концентраций глюкозы в теле человека.
"а" - смещение - поправка, зависящая, главным образом, от свойств кожи; "b" - коэффициент усиления, зависящий, главным образом, от режима работы электронно-оптического устройства, и который, обычно, устанавливают заранее.
Согласно (22), по крайней мере, два независимых инвазивных и неинвазивных измерения при разных концентрациях глюкозы должны быть выполнены для нахождения параметров "а" и "b". Обычно их выполняют перед едой (лучше на голодный желудок) и затем через 20-30 мин после еды.
Калибровку электронно-оптического устройства выполняют путем совмещения измеренных с его помощью значений концентрации компонента со значениями, полученными в результате инвазивных измерений, в пределах заданной точности, используя какую-либо калибровочную кривую, например, (22).
Калибровку осуществляют следующим образом (Фиг.10).
Во-первых, получают образец жидкости (крови) инвазивно (56), и определяют первое значение концентрации представляющего интерес компонента (57) с помощью типового прибора для инвазивных измерений (глюкометр), принятого за эталон. Это значение запоминают и проводят первое неинвазивное измерение (58) электронно-оптическим устройством, результат которого совмещают с результатом первого инвазивного измерения с помощью параметра "а" при заранее установленном значении параметра "b". Второе неинвазивное измерение (59) выполняют, применяя формулу (22) при значении параметра "а", найденного с помощью первого инвазивного измерения для той же тестируемой области 5 мишени 4. Если результат второго неинвазивного измерения совпадает с результатом второго инвазивного измерения в пределах заданной точности (60), то нет необходимости в продолжении калибровки (61). Если они не совпадают в пределах заданной точности, то выполняют их совмещение (62) путем коррекции значений параметров "а" и "b". После этого калибровку можно считать завершенной (63). Последующие сопоставления результатов инвазивных и неинвазивных измерений при построении сахарной кривой и корреляционной кривой, а также определение коэффициента корреляции покажут качество калибровки и ее соответствие заданной точности измерений. При необходимости выполняют повторную коррекцию значений параметров "а" и "b", входящих в калибровочную кривую.