RU2435514C1 - Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation - Google Patents
Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2435514C1 RU2435514C1 RU2010127771/28A RU2010127771A RU2435514C1 RU 2435514 C1 RU2435514 C1 RU 2435514C1 RU 2010127771/28 A RU2010127771/28 A RU 2010127771/28A RU 2010127771 A RU2010127771 A RU 2010127771A RU 2435514 C1 RU2435514 C1 RU 2435514C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- acoustic
- vibrations
- phase
- acoustic vibrations
- probe
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
Description
Область техники, к которой относится изобретение.The technical field to which the invention relates.
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.The invention relates to the field of electro-optics, namely to spectroscopy of condensed matter and photoacoustic analysis of materials, and can be used in biomedicine for non-invasive quasi-continuous monitoring of blood components, mainly glucose.
Уровень техникиState of the art
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.Traditional methods of analysis of materials, such as absorption and luminescent spectroscopy, topographic and Raman spectroscopy, measurements of changes in polarization and light reflection, are not sufficiently acceptable for turbid media, such as human tissue, due to the significant diffuse scattering of the probe light beam. An alternative to these methods is photoacoustic analysis of materials, in which a laser beam is used to quickly heat the sample, which leads to the generation of an acoustic pressure wave, which can be measured by highly sensitive ultrasound detectors, such as piezoelectric crystals, microphones, optical fiber sensors, laser interferometers, or diffraction sensors .
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.The wavelength of the laser radiation is selected from the region of the absorption band of the component of interest in the analyzed material (medium). Thus, laser irradiation of the material is used to generate an acoustic wave when scanning the spectrum of laser radiation. The use of photoacoustic spectroscopy for non-invasive measurement of the level of glucose in the blood and in human tissues provides a higher sensitivity compared to traditional methods of analysis of materials. A high degree of correlation between the photoacoustic signal and the level of glucose in the blood was demonstrated by measuring the concentration of glucose in the blood of healthy people and people with diabetes.
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.In the patent for US invention No. 5941821 (IPC АВВ 5/00 (20060101); АВВ 5/00) and in the patent for US invention No. 6049728 (IPC А61В 5/00 (20060101); А61В 5/00) a method and apparatus are described, designed for non-invasive measurements of blood glucose concentration, in which an electromagnetic radiation source with a wavelength that meets the requirements of absorption analysis is used to excite acoustic vibrations in the test medium. As a result of irradiation, acoustic vibrations are excited in a relatively thin layer of the medium under study, characterized by the length of thermal diffusion.
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.Acoustic radiation is recorded by a differential microphone, one end of which is placed in the measuring cell, and the other in the reference cell. The processor determines the concentration of the investigated component based on the recorded acoustic signal. To determine the concentration of glucose in the blood stream, the electromagnetic radiation source is preliminarily tuned so that the radiation wavelength falls within the range that matches the absorption band of glucose in the spectral regions of about 1520-1850 nm and 2050-2540 nm, in order to excite strong photoacoustic radiation . In the indicated wavelength ranges, the absorption of electromagnetic radiation by water is relatively weak, and the absorption of glucose is relatively strong. Thus, even though human tissues can have a high water content, electromagnetic radiation in the above wavelength ranges is able to penetrate through the tissue to a depth sufficient for accurate measurements. Despite the absorption by water, the acoustic signal that is generated due to the absorption of electromagnetic radiation by glucose is not suppressed by the signal that is generated by water. Optical absorption of electromagnetic radiation by glucose causes an increase in temperature and the generation of acoustic radiation directly into the environment. We can assume that the intensity of acoustic radiation is proportional to the concentration of glucose.
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.U.S. Patent No. 6,303,944 (IPC AB 5/00 (20060101); H01L 031/00) and U.S. Patent No. 6,833,540 (IPC AB 5/00 (20060101); H01L 031/00) describe a system for measuring the concentration of glucose in the blood, including the direction of laser pulses from the fiber to the part of the body consisting of soft tissue, such as a fingertip, to generate an acoustic signal that is recorded using the receiver and analyzed to obtain the value of the desired parameter.
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.US Patent No. 6484044 (IPC
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.However, due to the very low transmission of light by the skin to the mid-infrared range, acoustic signals are excited in a very thin layer of the epidermis of the human skin, where the glucose concentration is extremely low. Thus, the above-mentioned photoacoustic device does not allow to obtain relevant values of the concentration of glucose in the blood. According to the US patent for the invention No. 5941821 (IPC АВВ 5/00 (20060101); АВВ 005/00) and the US patent for the invention №6049728 (IPC АВВ 5/00 (20060101); А61В 005/00) at a radiation wavelength corresponding to absorption band of glucose in the spectral region 1520-1850 nm, the absorption of electromagnetic radiation by water is relatively weak, and the absorption of glucose is relatively strong. The penetration depth of light in this wavelength range in human tissue is 0.5–3 mm and lies within the skin dermis layer, where the concentration of glucose in the intercellular fluid surrounding the tissue cells is approximately 10% less than the concentration of glucose in the blood. At the same time, in the indicated wavelength range, it is impossible to unambiguously indicate the maximum or minimum in the absorption spectrum of glucose, therefore, the use of a photoacoustic device according to the aforementioned US patent No. 6484044 is not possible.
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.U.S. Patent No. 6921366 (IPC A61B 5/00 (20060101); G01N 21/17 (20060101); G01N 21/47 (20060101); G01N 21/49 (20060101); A61B 005/00) describes a method and apparatus, designed for non-invasive measurement of biological fluid concentration, based on photoacoustic spectroscopy. The device contains a light source with a given band of wavelengths of radiation absorbed by the studied component of the human body. The device also comprises an acoustic signal generator for generating a first acoustic signal having the same frequency band as the photo-acoustic signal, which is generated when incident light is absorbed by the component under study. It is assumed that the modulation of these signals will improve the accuracy of measurements.
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.However, all the above-mentioned known photoacoustic methods and corresponding devices do not take into account the intrinsic acoustic properties of the test medium and their dependence on the concentration of the component under study, which does not allow achieving the required measurement accuracy and, moreover, leads to the necessity of using significant laser power.
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.The closest analogue of the claimed invention is the invention described in US patent No. 6466806 (IPC A61B 5/00 (20060101); G01N 21/17 (20060101); A61B 005/00). A well-known patent describes a method and apparatus for photoacoustic analysis of materials in which the concentration of a component of interest in a test material is determined by resonant photoacoustic spectroscopy using a series of short equidistant pulses that are adjustable in duration, energy, number and repetition rate. The wavelength of light is chosen in the region of the absorption band of the component under study. Photoacoustic vibrations are excited by the absorption of light in a thin layer of the material under study and are determined by the length of thermal diffusion. The pulse repetition rate in the series is chosen equal to the frequency of the natural acoustic vibrations of a thin layer of the medium, which can be considered as a thin membrane. Thus, acoustic vibrations become resonant. The concentration of the investigated component is determined by measuring the amplitude and frequency of resonant photoacoustic vibrations. As well as the method described in the said patent, the claimed method includes irradiating the surface of the test material containing the component of interest with a series of short equidistant light pulses with a given wavelength and adjustable in duration, energy, number and frequency of their repetition, excitation of photoacoustic vibrations in the studied material and their registration.
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.The device selected as the closest analogue described in the aforementioned US patent No. 6466806, as well as the claimed device, contains a light source designed to excite photoacoustic vibrations in the test material, a detector designed to register photoacoustic vibrations and generate electrical signals corresponding to the amplitude and the frequency of the mentioned photoacoustic vibrations, and a processor designed to determine the concentration of the component of interest in the test material e based on the incoming electrical signals.
Описанные способ и устройство могут использоваться для мониторинга компонентов крови, преимущественно глюкозы. Способ резонансной фотоакустики позволяет повысить отношение сигнала к шуму и уровень чувствительности.The described method and device can be used to monitor blood components, mainly glucose. The method of resonant photoacoustics allows to increase the signal-to-noise ratio and sensitivity level.
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.Unfortunately, the method of photoacoustic analysis of materials indicated in the closest analogue and, accordingly, the device for its implementation have a serious drawback associated with the inability to perform sufficiently accurate measurements when the absorption band of the component of interest is “washed out” due to light absorption by other components whose absorption bands overlap with the absorption band of the component of interest in the test material.
Раскрытие изобретенияDisclosure of invention
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.The problem to which the invention is directed, is to create a high-precision method for photoacoustic analysis of materials and a device for its implementation, allowing for non-invasive quasi-continuous monitoring of blood components, mainly glucose.
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.The technical result achieved by using the claimed invention is to increase the accuracy of measurements and resolution to determine the concentration of the studied component of the test material and to expand the dynamic range and spectral area of monitoring.
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.This problem is solved, and the technical result is achieved due to the fact that in the method of photoacoustic analysis of materials, including irradiating the surface of the studied material containing the component of interest, with a series of short equidistant light pulses with a given wavelength, and adjustable in duration, energy, number and frequency of them the following, the excitation of photoacoustic vibrations in the test material and their registration, the specified irradiation is carried out by probing and reference beams with various given wavelengths, while the energy, number and pulse repetition rate are selected sufficient to excite phase-conjugate acoustic vibrations in the material under study in such a way that the probe beam excites phase-conjugate acoustic vibrations in phase with their own acoustic vibrations in the test material, and the reference beam excites acoustic vibrations are predominantly in antiphase or independent of said vibrations excited by a probe beam, and determine the concentration representing component of interest in the material by measuring the amplitude and frequency of said phase conjugate photoacoustic oscillations.
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.Excitation of phase conjugate photoacoustic oscillations using probing and reference beams with different specified wavelengths in such a way that the probing beam excites phase conjugate acoustic vibrations in phase with their own acoustic vibrations in the test material, and the reference beam excites acoustic vibrations mainly in antiphase or independently of the aforementioned vibrations excited by the probe beam, eliminates the influence of the concentration of other components, the absorption bands of which x overlap with the absorption band of the desired component, on the accuracy of measuring the concentration of the desired component and increase the sensitivity of the method.
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.To solve this problem and achieve the claimed technical result, they additionally register at least the energy, frequency and number of light pulses of the aforementioned sounding and reference rays and generate electrical signals corresponding to the mentioned energy, frequency and number of light pulses applicable for the feedback action, at the same time, the mentioned energy, frequency and the number of light pulses of the said probe and reference beams are automatically tuned sufficient to excite bounded phase-conjugate acoustic vibrations in the test material.
Длину волны упомянутого зондирующего луча выбирают соответствующую преимущественно максимуму полосы поглощения или из области полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.The wavelength of said probing beam is chosen to correspond predominantly to the maximum of the absorption band or from the region of the absorption band of the component of interest in the test material.
Длину волны упомянутого пробного луча выбирают соответствующую преимущественно минимуму полосы поглощения или вблизи минимума полосы поглощения представляющего интерес компонента в исследуемом материале.The wavelength of said probe beam is chosen to correspond predominantly to the minimum of the absorption band or near the minimum of the absorption band of the component of interest in the test material.
Упомянутые зондирующий и опорный лучи направляют на тестируемую область вглубь исследуемого материала.Said probe and reference beams are directed deep into the test material to the test area.
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.For registration of said phase-conjugated acoustic vibrations, a photodetector of changes in light scattering caused by phase-conjugated acoustic vibrations in the test material is mainly used, or a microphone is used to record the mentioned phase-conjugated acoustic vibrations through air. A calibration is carried out in which a reference value of the concentration of the component of interest is determined; determine the correspondence of the concentration value obtained by the claimed method with the reference concentration value, and if they do not coincide, a correction is made for the readings obtained by the claimed method, matching them with the result obtained by invasive measurements.
Значения концентрации представляющего интерес компонента визуализируют.The concentration values of the component of interest are visualized.
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.This problem is solved, and the technical result is also achieved due to the fact that in the device designed for photoacoustic analysis of materials containing at least one light source, designed to excite photoacoustic vibrations in the test material, at least one detector designed for registration said photoacoustic vibrations and the generation of electrical signals corresponding to the amplitude and frequency of said photoacoustic vibrations, and a processor, are intended to determine the concentration of the component of interest in the material under study on the basis of the electric signals arriving in it, the said light source provides radiation from the probe and reference rays with different specified wavelengths of short equidistant pulses, regulated at least by energy, number and frequency of their repetition, sufficient to excite phase-conjugate acoustic vibrations in the material under study in such a way that the probe beam excites the aforementioned It is alike with its own acoustic vibrations in the material under study, and the reference beam excites acoustic vibrations mainly in antiphase or independently of vibrations excited by the probe beam, and also due to the fact that at least one second detector intended for recording is additionally included in it, at least the energy, frequency, and number of light pulses of said probing and reference rays and generating electrical signals corresponding to said energy, frequency, and number of light pulses used for feedback between the elements of the said device.
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.In this case, the light source emits a probe beam with a wavelength whose value corresponds mainly to the maximum of the absorption band or is located in the region of the absorption band of the component of interest in the material under study, and the reference beam with a wavelength whose value corresponds mainly to the minimum of the absorption band or near the minimum absorption bands of the component of interest in the test material.
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.The light source emits sounding and reference beams, consisting mainly of a series of short equidistant radiation pulses, with adjustable energy, number and frequency of their repetition sufficient to excite phase-conjugate acoustic vibrations in the material under study.
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.The light source is mainly a two-wave pulsed light source, which includes at least two chips of pulsed laser diodes emitting the aforementioned probing and reference rays.
Первый детектор представляет собой фотодетектор, преимущественно фотодиод, предназначенный для регистрации изменений рассеяния света, обусловленных фазово-сопряженными акустическими колебаниями в исследуемом материале.The first detector is a photodetector, mainly a photodiode, designed to detect changes in light scattering due to phase-conjugate acoustic vibrations in the material under study.
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.The device may further comprise a measuring optical cell designed to limit the surface of the test material and allowing said probe and reference beams to enter the test area on the surface of the test material bounded by said optical cell.
Упомянутая оптическая ячейка позволяет регистрировать упомянутые фазово-сопряженные акустические колебания.Said optical cell makes it possible to register said phase conjugate acoustic vibrations.
В качестве упомянутого первого детектора, предназначенного для регистрации упомянутых фазово-сопряженных акустических колебаний, может быть использован микрофон.A microphone may be used as said first detector for detecting said phase-conjugate acoustic vibrations.
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.The device may further comprise a measuring acoustic cell designed to limit the surface of the material being studied and allowing said probing and reference beams to penetrate into the test area on the surface of the studied material bounded by said acoustic cell.
Упомянутая акустическая ячейка позволяет регистрировать упомянутые фазово-сопряженные акустические колебания.Said acoustic cell makes it possible to register said phase conjugate acoustic vibrations.
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.The second detector contains at least one photodetector, mainly a photodiode. The device may further comprise a beam splitter, with which a certain part of said probing and reference beams is directed to said second photodetector.
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.The second photodetector provides registration of the duration, frequency, energy and number of light pulses of a certain part of the said probing and reference beams, applicable for the feedback between the elements of the said device by automatically adjusting the energy, frequency and number of light pulses of the said probing and reference beams sufficient to excite the aforementioned phase conjugate acoustic vibrations in the test material.
Устройство дополнительно содержит дисплей для визуализации значения концентрации представляющего интерес компонента.The device further comprises a display for visualizing the concentration value of the component of interest.
Краткое описание чертежейBrief Description of the Drawings
Изобретение поясняется чертежами.The invention is illustrated by drawings.
На Фиг.1 представлено упрощенное сечение оптической ячейки, входящей в состав заявляемого устройства, согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения.Figure 1 presents a simplified section of an optical cell, which is part of the inventive device, according to the preferred implementation of the invention.
На Фиг.2 представлена упрощенная блок-схема заявляемого устройства, включающего оптическою ячейку, представленную на Фиг.1.Figure 2 presents a simplified block diagram of the inventive device, including an optical cell, presented in figure 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.Figure 3 presents a simplified graphical illustration of the acoustic vibrations arising in the test material under the action of probing and reference light beams, and their phase conjugation according to the preferred implementation of the invention.
На Фиг.4 приведена упрощенная графическая иллюстрация резонансных кривых, обусловленных лазерным возбуждением серией импульсов согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения.Figure 4 shows a simplified graphical illustration of the resonance curves due to laser excitation by a series of pulses according to the preferred implementation of the invention.
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.Figure 5 shows a simplified section of a possible design of the optical cell of the claimed device, designed and operating according to the block diagram shown in Figure 2, using a pulsed laser diode emitting two wavelengths.
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.Figure 6 shows a simplified first section of the optical cell of the claimed device, designed and operating according to the block diagram shown in Figure 2, using fiber optic cable.
На Фиг.7 представлено упрощенное второе сечение заявляемого устройства, сконструированного и действующего согласно блок-схеме, представленной на Фиг.2, с применением волоконно-оптического кабеля.Figure 7 presents a simplified second section of the inventive device, designed and operating according to the block diagram shown in Figure 2, using fiber optic cable.
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.On Fig presents a simplified section of an acoustic cell that is part of the inventive device, designed and operating according to the block diagram shown in Fig.2, using an acoustic detector, such as a microphone.
На Фиг.9 приведена функциональная схема, иллюстрирующая способ определения концентрации представляющего интерес компонента в исследуемом материале согласно предлагаемому изобретению.Fig. 9 is a functional diagram illustrating a method for determining the concentration of a component of interest in a test material according to the invention.
На Фиг.10 показана функциональная схема, иллюстрирующая способ калибровки электронно-оптического устройства согласно предлагаемому изобретению.Figure 10 shows a functional diagram illustrating a method of calibrating an electron-optical device according to the invention.
Осуществление изобретенияThe implementation of the invention
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.The inventive device, intended for photoacoustic analysis of materials, is an electron-optical device, which according to a preferred implementation of the present invention includes an optical cell 1 (Fig. 1) and an
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.The
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.According to the invention, the
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.The
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.The backscattered part of the light 10 of the
Это позволяет реализовать обратную связь для управления предлагаемым устройством, используя электрические выводы (не показаны) для лазерных диодов и фотодиодов внутри оптической ячейки 1.This allows you to implement feedback to control the proposed device using electrical leads (not shown) for laser diodes and photodiodes inside the
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.According to a preferred implementation of the invention, in order to non-invasively determine the concentration of glucose in human tissues, industrially produced chips with a radiation wavelength in the spectral range of 1550-1750 nm and, preferably, 1550- can be used as
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.The effectiveness of using a laser to analyze materials largely depends on the radiation parameters, such as wavelength, mode radiation structure, amplitude distribution, main pulse width, instantaneous pulse power, tuning accuracy, and the possibility of changing these and other radiation parameters.
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.The first 6 and second 8 radiation sources used in the present invention are selected based on such requirements as the energy and wavelength of the radiation necessary to determine the concentration of the component of interest, the cyclical radiation, size and cost.
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.For example, at least one of the indicated
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:MgF2 - лазер, а также лазер на среде с неодимом и модуляцией добротности.At least one of the indicated
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.The amplitude, frequency, and relaxation rate of the photoacoustic vibrations excited by the
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.The amplitude, frequency, and relaxation rate of photoacoustic oscillations excited by the
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.The pulse repetition rate is chosen in such a way that the
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.The
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.According to the invention, the claimed device (Figure 2) can be connected to an energy source 19 to power the
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.According to the invention, the electron-optical device may further include a set of electronic components. For example, the electron-optical device may include a processor (CPU) 21, a first power supply unit 22 of the
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.The electron-optical device may also include a beam splitter 29 and 30 for the
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.The processor 21 receives electrical signals and generates appropriate instructions that can be stored in an external storage device (not shown) for further calculations in accordance with the instructions received. For example, the processor 21 can calculate changes in the intensity of backscattered light 10 caused by photoacoustic vibrations in the
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.Based on the calculations of the change in the intensity of backscattered light 10, the processor 21 generates instructions for the algorithm for determining the concentration of the desired component in the
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.According to the invention, the processor 21 receives electrical signals from the
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.According to the invention, an image analysis of the test surface can be carried out. In particular, the analysis of the image of the investigated surface is necessary to control the irradiation area with the
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.According to the invention, for the injection of the
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.The layers of dermis and epidermis of the skin that generate acoustic waves can be considered as a thin membrane. According to the invention, the amplitude and frequency of acoustic vibrations can be measured by an acoustic detector such as a microphone through air, as shown in Fig. 8. The membrane has its own frequency of acoustic vibrations, which depends on the thickness of the membrane, its elastic properties and the surface area of the membrane, which is equal to the area of the aperture of the acoustic cell. If the frequency of the light pulses causing the acoustic vibrations is equal to the natural frequency of the acoustic vibrations of the membrane, then the vibrations become resonant, as shown in FIG. 4. Under such conditions, the amplitude of acoustic vibrations increases many times, leading to an increase in the signal-to-noise ratio, and, consequently, the sensitivity and accuracy of testing.
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 Т0 собственных акустических колебаний 33 мембраны, то колебания будут затухающими. В этом случае смещение мембраны можно представить в виде:Figure 3 presents a simplified graphical illustration of acoustic vibrations in a material under the action of a
и and
где А - амплитуда акустических колебаний мембраны, А0 - начальная амплитуда, ω0 - циклическая частота собственных акустических колебаний мембраны 33, δ - коэффициент затухания, φ - начальная фаза колебаний; и фаза колебаний равна:where A is the amplitude of the acoustic vibrations of the membrane, A 0 is the initial amplitude, ω 0 is the cyclic frequency of the natural acoustic vibrations of the
ψ=ω0t-φ,ψ = ω 0 t-φ,
ω0=2πf0=2π/Т0,ω 0 = 2πf 0 = 2π / T 0 ,
где f0 - частота, Т0 - период собственных акустических колебаний 31 мембраны.where f 0 is the frequency, T 0 is the period of natural acoustic vibrations of the 31 membranes.
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.In the general case, φ = kx, where k is the wave number, k = 2π / Λ = ω / v, Λ is the wavelength of acoustic vibrations, ω is the cyclic frequency, and v is the phase velocity of the acoustic waves along the x axis normal to the skin surface.
Если А1 - амплитуда акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7, и А2 - амплитуда акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9, то амплитуда результирующих акустических колебаний мембраны равна:If A 1 is the amplitude of the acoustic vibrations of the membrane excited by a
где Δψ - разность фаз акустических колебаний мембраны, возбуждаемых коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9:where Δψ is the phase difference of the acoustic vibrations of the membrane, excited by a
Δψ=ω0Δt,Δψ = ω 0 Δt,
где Δt - время задержки между коротким лазерным импульсом 31 зондирующего луча 7 и коротким лазерным импульсом 32 опорного луча 9.where Δt is the delay time between the
Согласно формуле (3),According to the formula (3),
А=А1+А2=max,A = A 1 + A 2 = max,
когда when
и and
где i=0, 1, 2, 3,…where 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.In this case, the single pulses of the
А=А1-А2=min,A = A 1 -A 2 = min,
когда when
и and
В этом случае моноимпульсы зондирующего луча 7 и опорного луча 9 возбуждают фазово-сопряженные фотоакустические колебания антифазно, т.е. в противофазе.In this case, the single pulses of the
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:In the general case, the natural acoustic vibrations of the 33 membranes are damped and contain about 10 amplitudes. Therefore, we can assume that the monopulses of the
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≤10Т0.In this case, the relaxation time θ of the natural acoustic vibrations of the 33 membranes, i.e. the time during which the amplitude of the acoustic vibrations of the membrane decreases by a factor of e (e = 2.72), according to formula (2), θ = 1 / δ≤10T 0 .
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).The delay time Δt between the
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.Let us analyze the effect on the target of 4 series of pulses or quasicontinuous (QCW) radiation of the probing 7 and
Если период Т следования коротких эквидистантных импульсов света равен периоду Т0 собственных акустических колебаний 33 мембраны, то колебания становятся резонансными или синфазными, т.е. с одинаковой фазой.If the period T following short equidistant light pulses is equal to the period T 0 of the natural
В общем случае, согласно формуле (5), акустические колебания становятся фазово-сопряженными синфазно, или синфазными, если время задержки Δt между коротким лазерными импульсами равно:In the general case, according to formula (5), acoustic oscillations become phase-conjugate in-phase, or in-phase, if the delay time Δt between short laser pulses is equal to:
Δt=Т=iT0,Δt = T = iT 0 ,
а частота их следования and their frequency
где i=1, 2, 3…where 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:In this case, according to formula (4), the phase difference of the acoustic vibrations excited in the medium by short laser pulses of light from the
Δψ=2iπ.Δψ = 2iπ.
Согласно формуле (7) акустические колебания становятся фазово-сопряженными в противофазе или антифазными, если время задержки Δt между коротким лазерными импульсами равно:According to formula (7), acoustic oscillations become phase-conjugate in antiphase or antiphase if the delay time Δt between short laser pulses is equal to:
Δt=Т=(2i+1)Т0/2,Δt = T = (2i + 1) T 0/2 ,
а частота их следования and their frequency
где i=1, 2, 3…where 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:In this case, according to formula (6), the phase difference of the acoustic vibrations excited in the medium by short laser pulses of light from the
Δψ=(2i+1)π.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:According to formula (8), acoustic vibrations become independent if the delay time Δt between short laser pulses of light from the
а частота их следования and their frequency
f<f0/10.f <f 0/10 .
Таким образом, если время задержки между серией коротких лазерных импульсов света зондирующего 7 или опорного 9 луча Δt>10 Т0, 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).Thus, if the delay time between a series of short laser pulses of
Обычно T0=0.1-1 мсек, и f0=1/Т0=1-10 кГц; длительность импульса света τ=10-100 нсек << Т0.Typically T 0 = 0.1-1 ms, and f 0 = 1 / T 0 = 1-10 kHz; the duration of the light pulse τ = 10-100 nsec << T 0 .
Например, если Т0=1 мсек, а частота собственных акустических колебаний f0=1/Т0=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 T0=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….For example, if T 0 = 1 ms, and the frequency of natural acoustic vibrations f 0 = 1 / T 0 = 1 kHz, then acoustic vibrations can be considered independent if T> 10 ms, and the repetition rate of short light pulses f <100 Hz. Similarly, acoustic vibrations excited in a medium by a series of short laser pulses of
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).According to the invention, while exciting acoustic vibrations in the medium by a series of short laser pulses of the
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 ω0 акустических колебаний среды при различных значениях коэффициента затухания δ.A simplified graphical illustration of the resonance curves due to laser excitation by a series of pulses, according to the preferred implementation of the present invention, is shown in FIG. 4, which shows the resonance curves 34 when the frequency ω of light pulses causing acoustic vibrations is equal to the natural frequency ω 0 of the acoustic vibrations of the medium at different values of the attenuation coefficient δ.
Как видно из Фиг.4, проявление резонанса возможно при условии:As can be seen from Figure 4, the manifestation of resonance is possible provided:
Собственная циклическая частота акустических колебаний мембраны ω0=2π/Т0=2πf0 и зависит от толщины мембраны, ее упругих свойств и площади поверхности мембраны, которая равна площади апертуры акустической ячейки.The natural cyclic frequency of membrane acoustic vibrations is ω 0 = 2π / T 0 = 2πf 0 and depends on the thickness of the membrane, its elastic properties and the surface area of the membrane, which is equal to the aperture area of the acoustic cell.
Обычно частота резонансных акустических колебаний кожи человека, которую можно рассматривать как тонкую мембрану, равна f0=(1-3) кГц, а число собственных затухающих акустических колебаний этой мембраны более 10.Typically, the frequency of resonant acoustic vibrations of human skin, which can be considered as a thin membrane, is f 0 = (1-3) kHz, and the number of intrinsic damped acoustic vibrations of this membrane is more than 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.The photoacoustic effect is that the absorption of light from a laser pulse causes an adiabatic increase in temperature and pressure surges leading to a shock wave directed to the surface. The value of the absorption coefficient and the value of the local density of radiation energy, as well as the thermophysical properties of the medium, determine the amplitude of the excited photoacoustic signal.
Для регистрации акустических колебаний поверхности наиболее эффективна ультразвуковая трансдукция.Ultrasonic transduction is most effective for recording acoustic surface vibrations.
В общем случае, согласно формуле (9), акустические колебания становятся фазово-сопряженными синфазно или синфазными, если частота следования коротких импульсов света f=f0/i, где f0 - частота собственных акустических колебаний 33 мембраны, и i=1, 2, 3…In the general case, according to formula (9), acoustic vibrations become phase-conjugate in-phase or in-phase if the repetition rate of short light pulses is f = f 0 / i, where f 0 is the frequency of natural acoustic vibrations of 33 membranes, and i = 1, 2 , 3 ...
Акустические колебания становятся резонансными, если f=f0, и i=1.Acoustic vibrations become resonant if f = f 0 , and i = 1.
Таким образом, резонансные акустические колебания являются частным случаем синфазных фазово-сопряженных акустических колебаний при i=1.Thus, resonant acoustic vibrations are a special case of in-phase phase-conjugate acoustic vibrations at 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.The use of in-phase phase-conjugated acoustic vibrations for i> 1 makes it possible to excite resonant acoustic vibrations by a probing
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.In this case, the pulse frequency of the
Согласно предлагаемому изобретению электронно-оптическое устройство, представленное на Фиг.2, может также включать импульсный лазерный диод, излучающий две длины волны, согласно Фиг.5.According to the invention, the electron-optical device shown in FIG. 2 may also include a pulsed laser diode emitting two wavelengths, according to FIG.
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.Figure 5, as in Figure 1, presents a pulsed laser diode (optical cell 1) emitting two wavelengths, containing at least two
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.As already described above, the
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.The distance "d" between the
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.The angle "α" between the direction of the
Величина фотоакустического сигнала, действующего как давление, определяется термоупругим коэффициентом расширения β, коэффициентом оптического поглощения µa, и распределением поглощенных фотонов Н(z):The magnitude of the photoacoustic signal acting as pressure is determined by the thermoelastic expansion coefficient β, the optical absorption coefficient μ a , and the distribution of absorbed photons H (z):
где z - глубина, и Cp - теплоемкость среды при постоянном давлении.where z is the depth and C p is the heat capacity of the medium at constant pressure.
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.Formula (13) is strictly true only with fast heating of the medium, leading to its instantaneous expansion and the generation of a pressure pulse. The time constraint requires that the duration of the laser pulse be significantly less than the time the pressure pulse travels to the depth of light penetration in the medium. A laser pulse lasting (10-100) nsec is an ideal source for exciting acoustic vibrations in human tissues.
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 qν и коэффициенту оптического поглощения µa(λ) в среде:A light pulse, absorbed in a medium, causes it to heat up, and a thermal pulse, acting on the molecules of the medium, leads to a rapid change in the amplitude of the vibration of the molecules and the damped oscillations of the scattered light. The oscillation amplitude is proportional to the rate of temperature change A (λ) ~ dT / dt, i.e. the incident power density q ν and the optical absorption coefficient µ a (λ) in the medium:
Плотность мощности падающего света равна:The power density of the incident light is:
где J - энергия лазерного импульса, τi - длительность лазерного импульса, V - объем облучаемой области среды.where J is the laser pulse energy, τ i is the laser pulse duration, V is the volume of the irradiated region of the medium.
Энергия лазерного луча поглощается в объеме V=ZS и определяется площадью S излучаемой поверхности источников 6 и 8 лучей 7 и 9 и глубиной проникновения света Z. Глубина проникновения света Z определяется расстоянием, на котором интенсивность света уменьшается в е раз (е=2.72), и связана с коэффициентами оптического поглощения µa(λ) и рассеяния µs(λ), которые зависят от длины волны света:The energy of the laser beam is absorbed in the volume V = ZS and is determined by the area S of the emitted surface of the
Z=1/µef,Z = 1 / µ ef ,
где Where
Закон Бера - Ламберта описывает поглощение света в нерассеивающей среде:The Behr-Lambert law describes the absorption of light in a non-scattering medium:
где I0 - интенсивность падающего света, I - интенсивность света, прошедшего через среду, x - оптический путь, обычно равный толщине образца; коэффициент оптического поглощения среды равен:where I 0 is the intensity of the incident light, I is the intensity of the light passing through the medium, x is the optical path, usually equal to the thickness of the sample; the optical absorption coefficient of the medium is equal to:
µa(λ)=εС, см-1,µ a (λ) = εС, cm -1 ,
где ε - специфический коэффициент ослабления (экстинкции) поглощающего свет компонента.where ε is the specific attenuation coefficient (extinction) of the light absorbing component.
Коэффициент оптического поглощения равен вероятности поглощения света на единице пути.The optical absorption coefficient is equal to the probability of light absorption per unit path.
Закон Бера-Ламберта (17) применим только для пропускающей среды и не пригоден для мутных сред, таких как тело человека.The Behr-Lambert law (17) is applicable only for transmissive media and is not suitable for turbid media such as the human body.
В общем случае превращение света в тепло зависит не только от поглощения света, но и его рассеяния.In the general case, the conversion of light into heat depends not only on the absorption of light, but also on its scattering.
Коэффициент рассеяния света равен:The light scattering coefficient is equal to:
где ρ - плотность рассеивающих частиц, σ - сечение рассеяния частиц.where ρ is the density of scattering particles, σ is the particle scattering cross section.
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.The scattering coefficient is equal to the probability of isotropic scattering of light per unit path. Light scattering in biological tissues is caused by chaotic changes in the refractive index of light n = f (λ) at microscopic and macroscopic scales. In organic materials, the refractive index of light, and therefore the scattering of light, is strongly dependent on the wavelength of light. Light scattering in the dermis layer of human skin involves a combination of Mie scattering by large cylindrical collagen fibers and Rayleigh scattering by small-scale cellular structures. Both Mie and Rayleigh scattering are related to elastic scattering, in which the energy (therefore, wavelength and frequency) of the light is practically unchanged. However, electromagnetic radiation scattered by moving objects experiences a Doppler shift in the wavelength and frequency of radiation, which can be used to measure the speed of movement of these objects.
Упругое рассеяние света в тканях человека можно аппроксимировать формулой:Elastic light scattering in human tissues can be approximated by the formula:
где α - средний диметр клеток, ρ - плотность рассеивающих частиц (концентрация клеток), λ - длина волны света, m=nc/nm - несовпадение показателей преломления, nm - показатель преломления межклеточной жидкости, nc - показатель преломления клеток (частиц).where α is the average cell diameter, ρ is the density of scattering particles (cell concentration), λ is the wavelength of light, m = n c / n m is the mismatch of the refractive indices, n m is the refractive index of the intercellular fluid, n c is the refractive index of the cells ( particles).
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.The light scattering coefficient varies with the indicated values, and also depends on the mismatch of the refractive indices of the intercellular fluid and cell membranes, i.e. depends on the concentration of glucose in the intercellular fluid. The glucose concentration in the intercellular fluid surrounding the tissue cells is approximately 10% lower than the concentration of glucose in the blood. With an increase in the glucose concentration in the intercellular fluid, its optical absorption coefficient and refractive index increase, but the mismatch in the refractive index m decreases, and consequently, the light scattering coefficient, if the other values in formula (19) remain unchanged.
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.To determine the glucose concentration, the exciting light source is pre-tuned to glucose absorption bands in the spectral regions of about 1520-1850 nm or 2050-2540 nm in order to excite photoacoustic vibrations. Absorption maxima fall at approximately 1600 nm and 2120 nm, respectively.
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.In the indicated wavelength range, the absorption of water is relatively weak, and the absorption of glucose is relatively strong. Thus, even though human tissues can have a high water content, electromagnetic radiation in the above specific wavelength range can penetrate through the tissue to a depth sufficient for accurate measurements. Despite the absorption by water, the acoustic signal that is generated due to the absorption of electromagnetic radiation by glucose is not suppressed by the signal that is generated by water. Optical absorption of glucose causes an increase in temperature and the generation of acoustic radiation directly into the air. We can assume that the intensity of photoacoustic vibrations is proportional to the glucose concentration.
Согласно преимущественной реализации предлагаемого изобретения с целью неинвазивного определения концентрации глюкозы в тканях человека для излучения зондирующего луча 7 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1550-1750 нм и, предпочтительнее, 1550-1625 нм. Аналогично для излучения опорного луча 9 могут использоваться промышленно выпускаемые импульсные или QCW лазерные диоды с длиной волны излучения в спектральной области 1300-1520 нм и, предпочтительнее, 1480-1520 нм. В тканях человека коэффициент оптического поглощения равен µa(λ)=(10-50) см-1 при длине волны света 1550 нм, а глубина проникновения света Z=(0.5-3) мм. Коэффициент рассеяния света обычно равен µs=(10-100) мм-1, что примерно в (10-100) раз больше, чем коэффициент оптического поглощения. Наиболее высокое рассеяние света имеют дермис кожи, мозг и кости.According to an advantageous implementation of the present invention, for the purpose of non-invasively determining the concentration of glucose in human tissues for the emission of the
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:For a more complete description of the scattering of light in human tissues, it is necessary to determine the probability of scattering of a photon in a given direction during each interaction. Anisotropic properties are determined by the cosine of the scattering angle g. In biological tissue, light scattering has a predominant forward direction, which corresponds to anisotropy within 0.69 <g <0.99. Despite forward scattering, the large value of the light scattering coefficient leads to the fact that scattering is practically isotropic at a depth of several mm. Usually, light scattering is characterized by a coefficient:
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.which is a fundamental parameter of diffusion theory and is equal to the effective number of isotropic scatterings per unit length. The Behr-Lambert law (17) is applicable only for transmissive media and is not suitable for turbid media such as the human body. For strongly scattering media, the Behr-Lambert law (17) should be changed by adding corrections related to an increase in the optical path due to light scattering. Therefore, this law is not suitable for absolute measurements of the concentration of a component of interest in a turbid environment. However, it is possible to measure the change in the concentration of the component by measuring the change in absorption. Alternative to these methods, the concentration of the component of interest can be determined by measuring the difference between the values of the light scattering coefficient of the
Фотоакустическое давление индуцирует изменение плотности рассеивающих частиц ρ, и, следовательно, изменение коэффициента рассеяния света µs согласно (13) и (19). Более того, индуцированное лазерным изучением изменение коэффициента рассеяния света µs вследствие фотоакустическиих колебаний, пропорционально коэффициенту оптического поглощения µа(λ), как и фотоакустическое давление Р, т.к. изменение плотности рассеивающих частиц ρ пропорционально фотоакустическому давлению Р.Photoacoustic pressure induces a change in the density of scattering particles ρ, and therefore, a change in the light scattering coefficient µ s according to (13) and (19). Moreover, the change in the light scattering coefficient μ s induced by laser studies due to photoacoustic vibrations is proportional to the optical absorption coefficient μ a (λ), as well as the photoacoustic pressure P, because the change in the density of scattering particles ρ is proportional to the photoacoustic pressure R.
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.Thus, the
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.According to (19), light scattering in human tissues depends on the mismatch between the refractive indices of the intercellular fluid and cell membranes, i.e. depends on the concentration of glucose in the intercellular fluid. With an increase in the concentration of glucose in the intercellular fluid, the mismatch of the refractive indices m and, consequently, the light scattering coefficient will decrease. Thus, the concentration of glucose in the intercellular fluid can be determined if the remaining values in formula (19) are unchanged. This is possible at low light power, i.e. in static spectroscopy of elastically scattered light in a medium. Photoacoustic pressure induces a change in the density of scattering particles ρ, and therefore, a change in the light scattering coefficient and
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:The optical absorption coefficient of the
где µa1 - коэффициент оптического поглощения искомого компонента, а µa2 - коэффициент оптического поглощения других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде.where μ a1 is the optical absorption coefficient of the desired component, and μ a2 is the optical absorption coefficient of other components whose absorption bands overlap with the absorption band of the desired component in the medium.
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.The optical absorption coefficient of the
Амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9, определяется величиной коэффициента оптического поглощения µa2, т.е. зависит только от концентрации других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента и не зависит от концентрации искомого компонента.The amplitude of the photoacoustic vibrations excited by the
Если концентрация искомого компонента намного больше, чем концентрация других компонентов, полосы поглощения которых перекрываются с полосой поглощения искомого компонента в среде, т.е. µa1>>µa2, то амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых зондирующим лучом 7, намного больше, чем амплитуда фотоакустических колебаний, возбуждаемых опорным лучом 9.If the concentration of the desired component is much higher than the concentration of other components whose absorption bands overlap with the absorption band of the desired component in the medium, i.e. µ a1 >> µ a2 , then the amplitude of the photoacoustic vibrations excited by the
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.According to the invention, taking into account (9), the use of in-phase phase-conjugated acoustic vibrations for i> 1 makes it possible to excite resonant acoustic vibrations by a
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.Generally, when the concentration of interest component is comparable to or less than the concentration of other components, absorption of which overlap with the absorption band of the desired component in the medium band, according to the present invention, the pulse repetition frequency is selected so that the probing
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.The proposed device can be equipped with optical fibers made, for example, of optical fiber (Fig.6 and Fig.7). Light guides 35, 36, 37 and 38 are located within the
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.7, as an example, 10 optical fibers are shown: two
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.Human skin consists of a thin outer layer of the epidermis and the inner layer of the dermis. Microscopic inhomogeneities of human skin lead to diffuse scattering of light incident on it, as well as to geometric reflection of light. The geometric reflection strongly depends on the wavelength of light and the angle of incidence and contains information on the complex refractive index of the material and the imaginary component of the optical absorption coefficient of the medium. The outer thin layer of the epidermis contains very little blood, so the rays reflected from it contain little information about the concentration of glucose. Geometric reflection is only useful when the entire sample is adequately represented by the surface structure. If this is not so, then this technique leads to significant errors, such as, for example, with non-invasive measurement of blood components. However, the use of a bundle of optical fibers allows the use of geometric reflection of light in a very sensitive acoustic detector to measure very small displacements of the skin surface.
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 α1, а опорный луч 9 направлен световодом 41 на мишень 4 под углом α2 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.The composition of the electron-optical device, designed and operating according to the block diagram shown in figure 2, may include an acoustic cell containing an acoustic detector, such as a microphone. In accordance with the block diagram of FIG. 2, FIG. 8 shows a device in which a
Заявленный способ анализа материала может быть реализован с помощью заявленного устройства следующим образом (Фиг.9).The claimed method of analysis of the material can be implemented using the claimed device as follows (Fig.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.The head of the electron-optical device, which may be an optical cell 1 (Fig. 1) or an acoustic cell 42 (Fig. 8), is first of all placed on the surface of the target 4 (49). Moreover, according to the invention, any of the above-described designs of the
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.According to the invention the pulse repetition frequency is selected so that the probing
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.The
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.According to the invention, electrical signals can correspond at least to the amplitude, frequency or delay time of any transients that can be created in
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.Electrical signals may be transmitted from the peak detectors 24, 25, 26 to a multiplexer (MUX) 27. The multiplexer (MUX) 27 combines the signals from the peak detectors 24, 25, 26 and outputs the resulting electrical signal to an analog-to-digital converter (ADC) 28. An analog-to-digital converter (ADC) 28 converts an incoming analog signal into a digital electrical signal for processor 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.The processor 21 receives electrical signals and provides instructions that may be stored in an external storage device (not shown) for performing calculations using these digital electrical signals. For example, processor 21 may calculate a laser radiation induced changes in the intensity of the scattered light 10 (53) caused by fluctuations in the
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.According to the invention, a video camera analyzes the image of the test surface in order to control the direction of the probe and reference rays, which must irradiate the
Для получения значений концентрации исследуемого компонента материала осуществляют калибровку электронно-оптического устройства (Фиг.10).To obtain the concentration values of the investigated component of the material, the calibration of the electron-optical device is carried out (Figure 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.When performing the calibration measurement results comparing the concentration of test component, obtained using a standard invasive method, the measurement results obtained in measurements of non-invasive electro-optical device, and readings are corrected for this device, coordinating them with the result obtained by invasive measurements. The process of calibration of non-invasive measurements of glucose concentration in human blood outlined below by an electron-optical device is also applicable to other components.
В первом приближении калибровочная кривая для вычисления концентрации глюкозы в крови человека имеет вид:In a first approximation, the calibration curve for calculating the concentration of glucose in human blood has the form:
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.where Y is the concentration of glucose; X is the value measured by the optical device, for example, the amplitude of the
"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."a" - displacement - amendment, depending mainly on the properties of the skin; "b" is the gain, depending mainly on the mode of operation of the electron-optical device, and which is usually set in advance.
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.According to (22), at least two independent invasive and non-invasive measurements at different glucose concentrations must be performed to find the parameters “a” and “b”. Usually they are performed before meals (preferably on an empty stomach) and then 20-30 minutes after eating.
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).The calibration of the electron-optical device is performed by combining the component concentration values measured with it with the values obtained as a result of invasive measurements, within the specified accuracy, using some calibration curve, for example, (22).
Калибровку осуществляют следующим образом (Фиг.10).Calibration is as follows (Figure 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.First, a fluid (blood) sample is obtained invasively (56), and the first value of the concentration of the component of interest (57) is determined using a standard instrument for invasive measurements (glucometer), taken as the standard. This value is memorized and the first non-invasive measurement (58) is carried out by an electron-optical device, the result of which is combined with the result of the first invasive measurement using parameter "a" with a predetermined value of parameter "b". The second non-invasive measurement (59) is performed using the formula (22) when the parameter "a" found by the first invasive measurements for the
Claims (25)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2010127771/28A RU2435514C1 (en) | 2010-06-01 | 2010-06-01 | Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2010127771/28A RU2435514C1 (en) | 2010-06-01 | 2010-06-01 | Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2435514C1 true RU2435514C1 (en) | 2011-12-10 |
Family
ID=45405450
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2010127771/28A RU2435514C1 (en) | 2010-06-01 | 2010-06-01 | Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2435514C1 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2014159846A1 (en) * | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Hilin Life Products, Inc. | Novel ovulation prediction device |
| RU2648880C2 (en) * | 2016-06-27 | 2018-03-28 | Ярослав Ярославович Тыньо | Method of angular ultrasound radiographic opacification of inhomogeneity borders and inhomogeneity in biological tissues during an ultrasound diagnostics |
| US11172830B2 (en) | 2015-08-31 | 2021-11-16 | Canon Kabushiki Kaisha | Object information obtaining apparatus, display apparatus, and display method |
-
2010
- 2010-06-01 RU RU2010127771/28A patent/RU2435514C1/en not_active IP Right Cessation
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2014159846A1 (en) * | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Hilin Life Products, Inc. | Novel ovulation prediction device |
| US11172830B2 (en) | 2015-08-31 | 2021-11-16 | Canon Kabushiki Kaisha | Object information obtaining apparatus, display apparatus, and display method |
| RU2648880C2 (en) * | 2016-06-27 | 2018-03-28 | Ярослав Ярославович Тыньо | Method of angular ultrasound radiographic opacification of inhomogeneity borders and inhomogeneity in biological tissues during an ultrasound diagnostics |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP2207474B1 (en) | Optical sensor for determining the concentration of an analyte | |
| US8364414B2 (en) | Apparatus and method for processing biological information | |
| US6921366B2 (en) | Apparatus and method for non-invasively measuring bio-fluid concentrations using photoacoustic spectroscopy | |
| JP5541662B2 (en) | Subject information acquisition apparatus and control method thereof | |
| JP3594534B2 (en) | Equipment for detecting substances | |
| JPH10181U (en) | Blood glucose concentration measurement device that does not damage the living body | |
| CN104706363B (en) | Composite type photoacoustic nondestructive dynamic blood sugar detector | |
| JP5647583B2 (en) | Photoacoustic analyzer and photoacoustic analysis method | |
| JP2014200447A (en) | Subject information acquisition apparatus and method of controlling the same | |
| WO2011152747A1 (en) | Photoacoustic material analysis | |
| US20140296690A1 (en) | Object information acquiring apparatus and object information acquiring method | |
| RU2435514C1 (en) | Method of photoacoustic analysis of materials and device for its realisation | |
| JP2019193691A (en) | Component concentration measuring apparatus | |
| JP6080004B2 (en) | Parameter measuring apparatus, parameter measuring method, and program | |
| JP6773913B2 (en) | Photoacoustic image generator and image acquisition method | |
| WO2019044594A1 (en) | Photoacoustic image generation device and image acquisition method | |
| JP2015010988A (en) | Subject information acquisition device and method for controlling the same | |
| Hejazi et al. | A comparison of laser-ultrasound detection system sensitivity with a broad-band ultrasonic source for biomedical applications | |
| JP2008125543A (en) | Constituent concentration measuring apparatus | |
| Abolhassani et al. | Comparison of optical detection system, PVDF detection system, and PVDF needle hydrophone for optoacoustic tomography | |
| JP2021023447A (en) | Glucose measuring device and glucose measuring method | |
| JP2019217067A (en) | Component density measurement device | |
| Abolhassani et al. | Sensitivity comparison of optical detection system, PVDF detection system, and PVDF needle hydrophone in a same acoustic field for optoacoustic tomography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20130602 |