TR201820052A1 - Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi - Google Patents
Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi Download PDFInfo
- Publication number
- TR201820052A1 TR201820052A1 TR2018/20052A TR201820052A TR201820052A1 TR 201820052 A1 TR201820052 A1 TR 201820052A1 TR 2018/20052 A TR2018/20052 A TR 2018/20052A TR 201820052 A TR201820052 A TR 201820052A TR 201820052 A1 TR201820052 A1 TR 201820052A1
- Authority
- TR
- Turkey
- Prior art keywords
- laser
- optical
- source
- feature
- tissue
- Prior art date
Links
- 238000009543 diffuse optical tomography Methods 0.000 title claims abstract description 24
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims abstract description 57
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims abstract description 33
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 claims abstract description 24
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 claims abstract description 9
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 5
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 5
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 claims abstract description 4
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 42
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 39
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 24
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 24
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 claims description 16
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 12
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 claims description 12
- 230000010354 integration Effects 0.000 claims description 7
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 3
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 claims description 3
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims description 3
- 238000010790 dilution Methods 0.000 claims 1
- 239000012895 dilution Substances 0.000 claims 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 claims 1
- 208000026310 Breast neoplasm Diseases 0.000 abstract description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 6
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 5
- 206010011732 Cyst Diseases 0.000 description 2
- 208000002927 Hamartoma Diseases 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 208000031513 cyst Diseases 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 2
- 238000004220 aggregation Methods 0.000 description 1
- 230000002776 aggregation Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000003466 welding Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
- A61B5/0073—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by tomography, i.e. reconstruction of 3D images from 2D projections
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
- A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
- A61B5/0091—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for mammography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/4785—Standardising light scatter apparatus; Standards therefor
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
- G01N2201/08—Optical fibres; light guides
- G01N2201/0826—Fibre array at source, distributing
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
- G01N2201/08—Optical fibres; light guides
- G01N2201/0833—Fibre array at detector, resolving
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Public Health (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
Buluş; doku tümörlerini teşhis etmek, konumunu belirlemek için geliştirilen ve geri yansıma geometrisinde çalışan bir lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazı ile ilgilidir. Buluş konusu optik cihazda birden fazla kaynaktan ilgili dokuya lazer gönderilmekte; lazer, dokunun içinde difıizyon ile yayılmakta, aynı yüzeyden geri dönen lazer birden fazla dedektör fiber tarafından toplanmakta ve fotodiyotlar ile şiddetleri ölçülmektedir. Ölçülen ışık şiddetleri geri çatım algoritmasında kullanılarak dokunun ilgili bölgesinin tomografık görüntüsü kan dağılımına bağlı olarak oluşturulmaktadır. Buluş konusu cihaz; özellikle meme tümörlerinin teşhisi için kullanılmaktadır.
Description
TARIFNAME
GERI YANSIMA GEOMETRISINDE ÇALISAN BIR LAZER DIFÜZ OPTIK
TOMOGRAFI CIHAZI
TEKNIK ALAN
Bulus; doku kitlelerini/tümörlerini teshis etmek, konumunu belirlemek için gelistirilen ve geri
yansima geometrisinde çalisan bir lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazi ile ilgilidir. Bulus
konusu optik cihazda bir lazer kaynagindan birden fazla fiber optik kablo ilgili dokuya lazer
gönderilmekte; lazer, dokunun içinde difüzyon ile yayilmakta, ayni yüzeyden geri dönen lazer
birden fazla dedektör fiber tarafindan toplanmakta ve fotodiyotlar ile siddetleri ölçülmektedir.
Ölçülen isik siddetleri geriçatim algoritmasinda kullanilarak dokunun ilgili bölgesinin tomografik
görüntüsü kari dagilimina bagli olarak olusturulmaktadir. Bulus konusu cihaz; özellikle meme
tümörlerinin teshisi için kullanilmaktadir.
ÖNCEKI TEKNIK
Tomografik görüntü; üç boyutlu (3D) olup, nesnelerin iç yapisi hakkinda bilgi almak için
kullanilmaktadir. Lazer meme difüz optik tomografi (LMDOT) cihazinda memenin üzerine dalga
boyu araligi 700-900 nm yakin kizil ötesi isik gönderilmekteI iki farkli sekilde ölçüm alinarak
meme LM DOT Cihazi ile tomografik görüntü olusturulmaktadir. Bunlardan birincisinde; birden
fazla kaynak tarafindan türbid ortama gönderilen ve türbid ortamdan geçtikten sonra birden fazla
dedektör tarafindan toplanip ölçümleri yapilan isik siddetleri kullanilmaktadir (US 6738658B2).
Türbid ortamdan geçen isik siddetleri fotodiyotlar veya sarj eslestirmeli cihaz (charge coupled
device, CCD) ile ölçülmektedir. Ölçüm sonuçlari ile “back projection”, “algebraic recontruction
technique”,” least square method” gibi algoritmalar kullanilarak 3D görüntü olusturulmaktadir.
Ikinci yöntemde ise türbid ortama birden fazla kaynaktan gönderilen lazer difüzyona ugradiktan
sonra ayni yüzeyden geri çikmaktadir. Geri Çikan lazer birden fazla dedektör optik fiber tarafindan
Difüz optik tomografi (DOT) cihazlarinda; birden fazla kaynaktan isik gönderilmekte, yine birden
fazla dedektör ile isik siddetleri ölçülmektedir. Her bir kaynagin isik gönderme verimliligi ve her
bir dedektörün isik toplama verimliligi ayni olmadigindan kaynak ve dedektör kalibrasyonlarinin
yapilmasi gerekmektedir. Kaynak kalibrasyonunda bütün kaynaklardan çikan isik siddetleri
esitlenmektedir. Dedektör kalibrasyonunda ise, bütün dedektörlerin isik toplama verimliligi
esitlenir. Bu sekilde alinan ölçümler cihazdan bagimsiz ve sadece türbid ortamin özelliklerine bagli
hale gelmis olur. Geri yansima geometrisinde çalisan DOT cihazlari için gelistirilen
kalibrasyonlarda kaynak ve dedektör kalibrasyon degerleri geriçatim (recontruction)
algoritmalarina birer parametre olarak girmekte ve hesaplanmaktadir (WO 01/192241A1i.
Mevcut bulusta; meme tümörlerini teshis için bir lazer diiüz optik tomografi cihazi
açiklanmaktadir.
BULUSUN KISA AÇIKLAMASI VE AMAÇLARI
Söz konusu bulus; geri yansima geometrisinde çalisan lazer difüz optik tomografi cihazi olup;
bulusun amaci, tümör teshisi yapilacak dokunun ilgilenilen bölgesinin 5x5 cm27|ik alaninda ve 2. 5-
3 cm derinliginde 3D görüntüsü olusturularak etkin bir sekilde tümör teshisini yapilmasi ve tümör
konumunun belirlenmesidir.
Kaynak-dedektör çiftlenim sayilarinin (2500) yüksek olmasi nedeni ile geriçatim algoritmalari ile
olusturulan dokunun 3D görüntüleri uzaysal çözünürlükte yüksek olmaktadir.
Bulus konusu cihaz; kompakt ve kullanimi kolay bir cihaz olup, kullanimi esnasinda hastaya bir
rahatsizlik vermemektedir.
SEKILERIN KISA AÇIKLAMASI
Sekil 1. LM DOT cihazinin kullanim halindeki görüntüsü.
Sekil 2. LMDOT cihazinin sematik görünüsü.
Sekil 3. LM DOT cihazinin açik tasarimi.
Sekil 4. LMDOT cihazin Optik seçicisinin detayli görünüsü.
Sekil 5. Ana elektronik kart ve dedektör üzerindeki alüminyum blok görünüsü.
Sekil 6. Dedektör olarak kullanilan optik fiberlerin alüminyum blok üzerinde oyuklarda
sonlandirilmasi ve ana elektronik kart görünüsü.
Sekil 7. Optik probun ön yüzeyi ve fiber optik kablolarm dizilis görünümü.
Sekil 8. Optik probun ön yüzeyinde kaynak olarak kullanilan kaynak fiberlerin ve dedektör olarak
kullanilan dedektör fiberlerin diZilis görünümü.
Sekil 9. Kaynak optik fiberlerden dokuya gönderilen lazer ve geri yansiyan lazer görünüsü ile doku
içerisindeki temsili foton yörüngelerinin görünümü.
SEKILLERDE VERILEN REFERANS NUMARALARI
) Lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazi
) Optik prob
21) Optik prob ön yüzeyi
22) Kaynak optik fiber ön yüzeyi
23) Dedektör Optik fiber ön yüzeyi
) Doku
40) Optik seçici step motoru
50) Fiber optik kablo
51) Lazeri cihaza ileten fiber optik kablo
52) Kaynak optik fiber
53) Dedektör optik fiber
60) Alüminyum blok
61) Optik seçici
70) Ana elektronik karti
71) Tümdevre
72) Mikroislemci
80) Dedektör üzerindeki alüminyum blok
81) OVuk
90) Fotodiyot
91) Ana kartin güç kaynagi
92) Ana kartin step motor ve optik seçiciyi kontrol eden çikisi
93) Baglanti kablosu
94) Bilgisayar
95) Bilgisayar monitörü
100) Doku içindeki temsili foton yörüngeleri
101) Dokuya gönderilen lazer
102) Dokudan geri yansiyan lazer
110) Lazer kaynagi
BULUSUN DETAYLI AÇIKLAMASI
Bu bulus, vücudunda kitle bulunan hastalarda, kitlenin tümör mü yoksa kist veya hamartoma mi
oldugunun tespit edilmesini ve kitlenin/tümörün konumunun belirlenmesini saglayan Optik bir
cihaz ile Ilgi l idi r. Bulus konusu optik cihaz; özellikle memedeki kitlenin tümör mü yoksa, kist veya
hamartoma mi oldugunun tespit edilmesi ve tümörün konumunun belirlenmesi için gelistirilen bir
lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazidir (10).
Lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazi (10), kitle olma ihtimali bulunan dokuya (30) hafifçe
temas ettirilerek kullanilmaktadir. Lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazinin doku (30)
üzerindeki kullanimi Sekil l°de gösterilmektedir. LDOT cihazi (10), doku (30) ile temasini optik
prob (20) araciligi ile gerçeklestirmektedir. Sekil 2”de gösterildigi üzere, bulusa konu LDOT cihazi
(10); dokuya isik gönderilmesi için bir diyot lazer kaynagi(l 10), doku (30) ile LDOT cihazinin (10)
temasini saglayan optik prob (20), prob ön yüzeyinde (21) konumlanan ve lazeri optik proba (20)
tasiyan ve dokudan (30) geri yansiyan lazeri toplayan fiber Optik kablolar (50), ana elektronik
karti (70), optik seçici (61),0ptik seçici step motoru (40), optik seçiciyi (61) konumlandiran
kablosu, bilgisayar monitörü içerrnektedir. Ana kartin step motor ve optik seçiciyi kontrol eden
çikisi (92), lazeri kaynak optik fiberlere (52) belirli süre için yönlendiren bilgiyi ana karttan (70)
Teshis için yapilan ölçüm esnasinda, lazer difüz optik tomografi (LDOT) cihazinin (10) sahip
oldugu optik prob ön yüzeyinin (21) doku (30) ile tam olarak temasi saglanmaktadir. Optik prob
ön yüzeyinde (21) baglantili bulunan fiber optik kablolar (50) konumlanmaktadir. Fiber Optik
kablolar (50) bir uçtan optik prob (20) ile baglantiliyken diger uçlari da dedektör üzerindeki
alüminyum blok (80) ve optik seçici (61) ile baglantilidir. Söz konusu fiber optik kablolarin (50)
bir kismi dedektör Optik fiberler (53) olup, alüminyum bloktaki (80) oyuklar (81) içerisinde
konumlanmaktadir. Fotodiyotlar (90), alüminyum bloktaki (80) oyuklarin (81) içerisine
yerlestirilmektedirler. Bu sekilde her bir dedektör Optik fiberin (53) tasidigi isik, tek bir fotodiyota
(90) iletilmektedir. Söz konusu oyuklarin (81) bir ucundan en az bir adet fiber optik kablo (50) giris
yaparken, oyuklarin (81) diger ucu ana elektronik kart (70) üzerinde konumlanan, sekil 5”te
gösterilen fotodiyotlar (90) ile anahtar-kilit iliskisinde baglantilidir. Oyuklar (81) ile fotodiyotlarin
(90) birbirleri ile baglantisinin yapilmasi sayesinde, optik prob (20) ile ana elektronik kart (70)
birbirleri ile aralarindaki iletisimi dedektör fiber optiklerle (53) saglayacak sekilde iliskilendirilir.
Ana elektronik kart (70) Sekil 47te gösterildigi üzere, üzerinde elektronik unsurlarin
konumlandirildigi alüminyum blogun (80) alt kisminda bulunmaktadir.
Optik probun (20) sahip oldugu optik prob ön yüzeyi (21) Sekil 7*de gösterilmektedir. Optik
probun ön yüzeyinde (21) fiber optik kablolar (50) konumlanmaktadir. Optik probun ön yüzeyinde
(21) konumlanan fiber optik kablolarin (50) bir kismi dokuya (30) lazeri tasimakta, diger kismi da
dokudan (30) difüzyona ugradiktan sonra geri dönen lazeri toplayarak sensör olarak kullanilan ve
ana elektronik kart (70) üzerinde konumlanan fotodiyotlara (90) iletmektedir. Söz konusu, fiber
optik kablolarin (50), lazeri optik proba (20) tasiyanlari kaynak optik fiberler (52) olup, dokudan
(30) geri yansiyan lazeri toplayan ve fotodiyotlara (90) iletenler de dedektör optik fiberlerdir (53).
Sekil ltde LDOT cihazinin (10) gemi görünüsünde de görüldügü üzere; lazer, lazer kaynagindan
LDOT cihazina ileten fiber Optik kablo (51) ile optik seçici ile optik prob (20) üzerinde kaynak
optik fibere (52) iletilmektedir. Kaynak optik fiberler (52) ile dokuya (30) gönderilen lazer (101)
dokuda (3) saçilima ugramaktadir.
Sekil 5'te gösterildigi gibi dokudan (30) geri yansiyan isigi toplayan ve fotodiyotlara (90) ileten
dedektör optik tiberlerin (53) bir uçlari dedektör üzerindeki alüminyum blok (80) üzerindeki
oyuklara (81) tutturulmaktadir. Bulusa konu cihazda; ana elektronik kart (70) üzerinde sensör
olarak kullanilan fotodiyotlar (90) oyuklara (81) yerlestirmektedir (Sekil 6). Fotodiyot (90) çikislari
ana elektronik kart (70) üzerindeki en az bir adet DDC232 tümdevreye (71) iletilmektedir. Burada
veri dijitale dönüstürülmekte ve fotodiyot (90) akimlari farkli integrasyon zamanlarinda gerilime
çevrilerek çikti olarak bir bilgisayara (94) aktarilmaktadir.
Optik proba (20) lazeri tasiyan kaynak optik fiberler (52) ve dokudan (30) geri yansiyan isigi
toplayan ve fotodiyotlara (90) ileten dedektör optik fiberler (53), optik prob ön yüzeyinde (21) bir
matris üzerinde bulunmaktadirlar. Optik probda (20) kullanilan fiber optik kablolarin (50) çaplari
1- 3 mm olup en yakin kaynak-dedektör çifti arasindaki merkezden-merkeze olan uzaklik 1-10 mm
arasindadir. Optik prob ön yüzeyinde (21) kaynak fiber (22) ve dedektör fiber (23) konumlari
görülmektedir. Optik probun (20) optik prob ön yüzeyinde (21) baglantili bulunan kaynak optik
fiber (52) kaynak Optik fiber ön yüzeyinde (22) son bulmaktadir. Benzer sekilde, dedektör optik
fiberler (53) de dedektör optik fiber ön yüzeyinde (23) son bulmaktadir. Bu sayede optik probun
ön yüzeyinde (21) kaynak optik fiberler (52) optik proba (20) isigi tasirken, dokudan (30) geri
yansiyan isigi toplayan ve fotodiyotlara (90) ileten dedektör optik fiberler (53) ile dokunun (30)
temasi saglanmis olur.
Sekil 9”de kaynak optik fiberden (52) dokuya (30) gönderilen lazer (101) ve dokuda difüzyona
ugradiktan sonra dokudan geri yansiyan Iazerin (102) doku içindeki temsili foton yörüngeleri (100)
ve örnek olarak gösterilen 5 ayri dedektör optik fiber (53) tarafindan toplanmalari sematik olarak
gösterilmektedir. Bu gösterim sadece temsili olup, kullanilan kaynak optik fiberlerin (52) ve
dedektör optik fibelerin (53) sayisi degiskenlik gösterebilmekte, doku içerisindeki temsili foton
yörüngeleri de bu sayi ile orantili olacak sekilde artip, azalabilmektedir.
Sekil 9”de gösterilen temsili yapida, kaynak olarak, dokuya gönderilen lazer (101) seçilmesi
halinde; kaynaga yakin olan dedektörler tarafindan toplanan dokudan geri yansiyan Iazerin (102)
doku içinde girdigi derinlik küçükken, kaynak-dedektör mesafesi arttikça, lazerin yörüngelerinin
doku (30) içindeki penetrasyon derinligi artmaktadir. Kaynaga yakin olan dedektörler tarafindan
toplanan dokudan geri yansiyan lazerin (102) doku içinde girdigi derinlik, kaynaga uzak olan
dedektörler tarafindan toplanan dokudan geri yansiyan Iazerin (102) doku içinde girdigi derinlikten
her zaman daha küçüktür.
Bulus konusu LDOT cihazinda (10); birden fazla kaynaktan dokuya (30) lazer gönderilmekte ve
lazer, dokunun (30) içinde difüzyon ile yayilip ayni yüzeyde geri dönen lazer birden fazla dedektör
optik fiber (53) tarafindan toplanmakta ve fotodiyotlar (90) ile siddetleri ölçülmektedir. Ölçülen
isik siddetleri geriçatim algoritmasinda kullanilarak 3D tomografik görüntü olusturulmakta ve
tümörün, kitlenin konumu tespit edilmektedir.
Bulus konusu gelistirilen LDOT cihazinin (10) çalisma prensibi;
- Bir diyot lazer kaynaginin (110) lazeri cihaza ileten fiber optik kablo (51) ile optik
- Lazer kaynaginin (110) çikisina bagli olan ve lazeri cihaza ileten fiber optik kablo (51)
ile optik seçici (61) ile kaynak optik fiberlere (52) sirasi ile yönlendirilerek optik prob
ön yüzeyinde (21) kaynak optik fiber ön yüzeyi (22) ile obje üzerinde lazeri farkli
konumlara iletilmesi,
- Optik prob ön yüzeyinde (21)I kaynak fiberde (22) sonlanan kaynak optik fiberler (52)
ile lazerin kitle/tümör teshisi yapilacak subjeye gönderilmesi,
- Kitle/tümör teshisi yapilacak subj ede diiüzyona ugradiktan sonra geri yansiyan lazerin,
Optik prob ön yüzeyinde (21) bulunan dedektör tiberlerde (23) konumlanan dedektör
Optik fiberler (53) ile toplanmasi,
- Dedektör optik fiberlerin (53), üzerinde fotodiyotlarin (90) bulundugu ana elektronik
karta (70) yönlendirilmesi,
- F otodiyot (90) akim çikislarinin en az bir tümdevre ile farkli integrasyon zamanlarinda
gerilime çevrilmesi, dijital veriye dönüstürülmesi ve bir bilgisayara (94) aktarilmasi,
- S ubje üzerinde alinan ölçümlerin kaynak-dedektör kalibrasyonunun homojen türbid bir
ortamda alinan ölçüm sonucuna bölünerek yapilmasi,
- “Simultaneous iterative reconstruction technique (SIRT)”, “truncated conjugate
gradient (CG)” veya “truncated singular value decomposition (TSVD)” yöntemleri
kullanilip, subjenin optik probun (20) altinda kalan kisminin üç boyutlu görüntüsünün
(3D) olusturulmasi ve kitle/tümör varliginin ve varsa konumunun belirlenmesi,
Bulusa konu yöntemde bahsedilen subje bir doku, özellikle memedir.
Bulus konusu LDOT cihazinin (10) çalisma yönteminde, uygulanan kalibrasyon yöntemi ile
kaynaklarin ve dedektörlerin isik gönderme ve isik toplama verimlilikleri birbirlerine normalize
edilmekte ve kalibraSVOn yöntemi ile ölçüm degerleri kaynak-dedektör mesafeleri arasindaki
degisimlerden bagimsiz hale getirilmektedir. Kalibrasyon yapilan verilerin veya logaritmalar,
pertürbasyon verisi olarak geriçatim algoritmalarinda kullanilarak 3D görüntüler
olusturulmaktadir. Optik olarak homojen bir ortam referans alinarak doku üzerinde alinan
ölçümlerde pertürbasyon degerlerinin hesaplanmasi ile doku kan dagilimina bagli olarak 3D
görüntü olusturulmaktadir.
LDOT cihazi (10) çalistiginda sirasi ile her bir kaynak optik fiberden (52) dokuya (30) lazer
gönderilirken, bütün dedektör optik fiberler (53) doku (30) içinde difüzyona ugradiktan sonra
dokudan geri yansiyan Iazeri (102) toplamakta ve fotodiyotlara (90) iletmektedir. LDOT cihazinin
(10) sahip oldugu ana elektronik karti (70) üzerinde bulunan fotodiyot (90) Çikisi, en az iki adet
anal0g dijital çevirici DDC232 tümdcvrelere (71) yonlendirilmektedir. Anahtarlar, integral alici
devreler, analog dijital çeviriciler (tercihen 20 bitlik) ve tekilleyiciler DDC232 tümdevrelerin (71)
üzerinde bulunmaktadirlar. DDC232 tümdevre (71) içerisinde her bir fotodiyot için 2 adet integral
alici devre bulunmaktadir. Bu integral alici devreler sürekli zamanli çalisabilen akim gerilim
çeviricileridir. Integrasyon zamani 1-900 ms arasinda degismektedir. Her bir dedektör için farkli
integrasyon zamanlari kullanilmaktadir. Veri kaydi ve DDC232 tümlesik devrelerin (71) kontrolü
bir mikroislemci (72) üzerinde yapilmaktadir. Yakin kaynak-dedektör komsuluklari için ölçüm
degerlerinin doyuma (saturasyona) gitmedigi küçük integrasyon zamani, uzak kaynak-dedektör
çiftleri için ise yeterince yüksek degerde bir sinyal alabilmek için yüksek integrasyon zamanlari
kullanilmaktadir. Bu sekilde sistemin veri toplama dinamik araligi arttirilmaktadir. Tablo 27de
devre karti akim/ güç ölçüm degerleri verilmektedir.
Tablo 2. Devre karti akim/ güç ölçümleri
Ölçüm ani Ölçülen Akim (mA) Hesaplanan Güç (mW)
Bilgisayara bagli haberlesme var 90 mA 1081 .8mW
Bilgisayara bagli ve ölçüm yapiyor 90.5mA 1087.81mW
Cihazin Kalibrasyonu
Kalibrasyon amaçli, homojen türbid bir ortamda ölçüm alinmaktadir, Mkai. Meme üzerinde alinan
ölçüm, Mmeme, homojen türbid ortam üzerinde alinan ölçüme bölünerek her bir kaynak-dedektör
çifti için kalibrasyon yapilmaktadir (R: Meme/ Mkai).
Kalibre edilen meme ölçümlerinden tomografik görüntü olusturmak için lineer geriçatim
(recunstruction) teknikleri kullanilmaktadir. Bu tekniklerde her bir kaynak dedektör çifti için
pertürbasyon verilerinin hesaplanmasi gerekmektedir. Pertürbasyon verisi, memeden tümör yok
iken alinan ölçüm ile tümör var iken alinan ölçüm arasindaki farktir. Memeden bu sekilde ardisik
iki ölçüm alinamayacagi için pertürbasyonun farkli bir sekilde yaklasik olarak hesaplanmasi
gerekmektedir. Söz konuSu bulusta, kalibrasyon verileri dogrudan pertürbasyon degerleri olarak
kullanilmaktadir. Bu degerler; tümör olan memede alinan ölçümlerin optiksel olarak homojen olan
bir ortama göre degisimini verir. Elde edilen pertürbasyon verileri diû'izyon denkleminden Rytov
yaklasimi ile elde edilen
esitliginde kullanilmaktadir. Burada y Mx] formatinda pertürbasyon verisi, M toplam ölçüm
sayisidir. A agirlik matrisi olup boyutu MXN dir. Burada N, görüntüsü olusturulan hacim içindeki
voksel sayisidir. Esitlikteki x ise her bir vokselin isigi zayiflatma (attenuation coefficient)
katsayisinin arka plana göre farki olup boyutu le ”dir.
Esitlik 1, açik formunda asagidaki gibi ifade edilmektedir:
ây(rsl,rd1)l WLM Wi,i;2 - - - -Wi.i,n l &ua (il il
öv(r51, id; l Wi`2;1 Wi,2;2 - - - 'Wl.1,n 51%(er
Öl/(rsi › rdjlJ Wi,l;l Wi,l;2 - - - -Wi,i.nJ 5Ha(rn ll
B urada öy(r51, rdz) birinci kaynaktan gönderilen ve ikinci dedektör tarafindan toplanan lazerin doku
(30] içindeki absorpsiyonundan dolayi olusan pertürbasyon Ölçümüdür. Ortadaki matrisin ikinci
sirasinda W1,2;1 , birinci kaynaktan gönderilen, ikinci dedektör tarafindan toplanan isigin agirlik
matrisinin birinci vokselindeki degeri, ve öua(r2l, I'2 konumundaki vokselin arka plana göre
absorpsiyon katsayisindaki farkidir. Burada arka plan kalibrasyon amaçli kullanilan optiksel olarak
homojen opak ortam olup Mal ve MS' degerleri ile tanimlanmaktadir. Esitlik 2°deki agirlik matrisi
difüzyon denkleminin Rynov yaklasimi ile lineerlestirilmesi ile elde edilmektedir. Kullanilan lazer
kaynaginin (110) emisyon dalga boyu 810 nm olup bu dalga boyundaki isigin yag ve su tarafindan
absorpsiyonu düsük, ancak kan tarafindan absorpsiyonu yüksektir. Tümör olan bölgede
kanlanmanin artmasindan dolayi, isigin absorpsiyonu artmakta ve fotodiyotlar (90] tarafindan
ölçülen siddetleri azalmaktadir. Esitlik 2 denkleminin çözülmesi, her bir vokseldeki absorpsiyon
katsayisindaki degisim olan öua(r) degerlerinin hesaplanmasi ile yani öuaû') absorpsiyon
degerlerinin hesaplanmasi ile olmaktadir. Bunun için “simultaneous iterative reconstruction
technique (SIRT)”, “truncated conjugate gradient (CG)” ve “truncated singular value
decomposition (TSVD)” yöntemleri kullanilarak memenin probun altinda kalan kisminin üç
bOyutlu görüntüsü (3D) olusturulmakta ve tümörün konumu belirlenmektedir.
Bulusa konu LM DOT cihazin (10] Optik prob (20) üzerindeki kaynak-dedektör mesafelerinin 0.5-
7 cm arasinda olmasi nedeni ile meme yüzeyinden itibaren 2.5- 3 cm derinlige kadar dokudaki
kanin uzaysal dagilimina bakilabilmektedir.
Claims (15)
- ISTEMLER Doku (30) tümörlerinin teshisinde ve konumunu belirlemede kullanilmak üzere geri yansima geometrisinde çalisan bir lazer difîiz optik tomografi (LDOT) cihazi (10) olup özelligi; dokuya isik gönderilmesi için bir diyot lazer kaynagi(l 10); doku (30) ile LD OT cihazinin (10) temasini saglayan optik prob (20), prob ön yüzeyinde (21) konumlanan ve laZEri optik proba (20) tasiyan ve dokudan (30) geri yansiyan lazeri toplayan fiber Optik kablolar (50), optik seçiciyi (61) kontrol eden, üzerinde tümdevre (71) ve mikroislemci (73) bulunan ana elektronik karti (70), diyot lazer kaynagia (110) bagli olan optik fiber kabloyu (51) kaynak olarak kullanilan optik fiber kablolara (52) sirasi ile yönlendiren optik seçici (61),optik seçici step motoru (40)I optik seçiciyi (61) konumlandiran alüminyum blok (60)i fotodiyot (90) akimini farkli integrasyon zamanlari için gerileme çeviren ve içinde analog dijital dönüstürücüsü olan en az bir tümdevre (71), tümdevreyi (71) kontrol eden ve elektronik ana kart (70) ile bilgisayar (94) arasinda iletisimi saglayan mikroislemci (73), isigin siddetini ölçerek sensör olarak kullanilan fotodiyotlar (90), bilgisayar (94), baglanti kablosu, bilgisayar monitörü içermesidir. .
- Istem lie göre bir lazer difîiz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; dedektör fiber optik kablolarin (53) alüminyum blogun (80) sahip oldugu oyuklara (81) konumlanmis olmasidir.
- Istem lie göre bir lazer difüz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; fiber optik kablolarin (50) bir kisminin, lazeri optik proba (20) tasiyan kaynak optik fiberler (52) olmasidir. .
- Istem l'e göre bir lazer diiî'iz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; fiber optik kablolarin (50) bir kisminin, dokuda (30) difüzyona ugradiktan sonra geri dönen lazeri toplayarak sensör olarak kullanilan ve ana elektronik kart (70) üzerinde konumlanan fotodiyotlara (90) ileten dedektör optik fiber (53) olmasidir. .
- Istem 4”e göre bir lazer difüz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; dedektör optik fiberlerin fotodiyotlar üzerindeki alüminyum bloktaki (80) oyuklara (81) tutturulan uçlar içermesidir. .
- Istem l”e göre bir lazer difüz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; ana elektronik kart (70) üzerinde sensör olarak kullanilan fotodiyotlar (90) içermesidir. .
- Istem 6°ya göre bir lazer difuz optik tomografi cihazi (10) olup özelligi; fotodiyotlarin (90) oyuklara (81) konumlandirilmis olmasidir.
- Istem 1”e göre bir lazer difüz optik tomografi Cihazi (10) olup özelligi; ana elektronik kartin (70) üzerinde en az bir adet DDC232 tümdevreye (71) içermesidir.
- Istem l”e göre bir lazer diiî'iz optik tomografi cihazinin (10) çalisma yöntemi olup özelligi; Bir diyot lazer kaynaginin (110) Iazeri cihaza ileten fiber optik kablo (51) ile optik Lazer kaynaginin (l 10) çikisina bagli olan ve lazeri cihaza ileten fiber optik kablo (51) ile optik seçici (61) ile kaynak optik fiberlere (52) sirasi ile yönlendirilerek optik prob ön yüzeyinde (21) kaynak optik fiber ön yüzeyi (22) ile obje üzerinde Optik prob ön yüzeyinde (21)' kaynak fiberde (22) sonlanan kaynak optik fiberler (52) ile lazerin kitle/tümör teshisi yapilacak subjeye gönderilmesi, Kitle/tümör teshisi yapilacak subjede diûizyona ugradiktan sonra geri yansiyan dedektör optik iiberler (5 3) ile toplanmasi, Dedektör optik fiberlerin (53), üzerinde fotodiyotlarin (90) bulundugu ana elektronik karta (70) yönlendirilmesi, Fotodiyot (90) akim çikislarinin en az bir tümdevre ile farkli integrasyon zamanlarinda gerilime çevrilmesi, dijital veriye dönüstürülmesi ve bir bilgisayara (94) aktarilmasi, Subje üzerinde alinan ölçümlerin kaynak-dedektör kalibrasyonunun homojen türbid bir ortamda alinan ölçüm sonucuna bölünerek yapilmasi, gradient (CG)” veya “truncated singular value decomposition (TSVD)” yöntemleri kullanilip, subjenin optik probun (20) altinda kalan kisminin üç boyutlu görüntüsünün (3D) olusturulmasi ve kitle/tümör varliginin ve varsa konumunun belirlenmesi, islem adimlarini içermesidir.
- Istem 9”a göre bir yöntem olup özelligi; subjenin bir doku olmasidir.
- Istem 10`a göre bir yöntem olup özelligi; dokunun meme olmasidir.
- Istem 9'a göre yöntem olup özelligi; uygulanan kalibrasyon yöntemi ile kaynaklarin ve dedektörlerin isik gündeme ve isik toplama verimliliklerinin birbirlerine normalize edilmesidir.
- 13. Istem 95a göre yöntem olup özelligi; uygulanan kalibrasyon yöntemi ile ölçüm degerlerinin kaynak-dedektör mesafeleri arasindaki degisimlerden bagimsiz hale getirilmesidir.
- 14. Istem 9`a göre yöntem olup özelligi; kalibrasyon yapilan verilerin veya logaritmalarinin, 5 pertürbasyon verisi olarak geriçatim algoritmalarinda kullanilarak 3D görüntünün olusturulmasidir.
- 15. Istem 9”a göre yöntem olup özelligi; optik olarak homojen bir ortamin referans alinarak meme üzerinde alinan ölçümlerde pertürbasyon degerlerinin hesaplanmasi ile 10 memedeki kan dagilimina bagli olarak 3D görüntünün olusturulmasidir.
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
TR2018/20052A TR201820052A1 (tr) | 2018-12-21 | 2018-12-21 | Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi |
PCT/TR2019/050485 WO2020130969A1 (en) | 2018-12-21 | 2019-06-21 | A laser diffuse optical tomography device used in back projection geometry |
EP19899572.2A EP3897361A4 (en) | 2018-12-21 | 2019-06-21 | OPTICAL LASER DIFFUSION TOMOGRAPHY DEVICE USED IN RETROPROJECTION GEOMETRY |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
TR2018/20052A TR201820052A1 (tr) | 2018-12-21 | 2018-12-21 | Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
TR201820052A1 true TR201820052A1 (tr) | 2020-07-21 |
Family
ID=71101518
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
TR2018/20052A TR201820052A1 (tr) | 2018-12-21 | 2018-12-21 | Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
EP (1) | EP3897361A4 (tr) |
TR (1) | TR201820052A1 (tr) |
WO (1) | WO2020130969A1 (tr) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN112986188B (zh) * | 2021-01-20 | 2021-12-17 | 中国农业大学 | 一种基于漫射光谱的母兔早期孕征检测装置及其方法 |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5694938A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-09 | The Regents Of The University Of California | Methodology and apparatus for diffuse photon mimaging |
AU7829500A (en) | 1999-09-17 | 2001-04-17 | General Hospital Corporation, The | Calibration methods and systems for diffuse optical tomography and spectroscopy |
US6571116B2 (en) | 2000-05-09 | 2003-05-27 | Imaging Diagnostic Systems, Inc. | Medical optical imaging scanner using multiple wavelength simultaneous data acquisition for breast imaging |
AU2003220677A1 (en) * | 2002-04-06 | 2003-10-27 | Randall L Barbour | Modification of the normalized difference method for real-time optical tomography |
WO2008039988A2 (en) * | 2006-09-28 | 2008-04-03 | The Florida International University Board Of Trustees | Hand-held optical probe based imaging system with 3d tracking facilities |
IT1396102B1 (it) | 2009-10-21 | 2012-11-16 | Ask Ind Societa Per Azioni | Trasduttore a nastro. |
-
2018
- 2018-12-21 TR TR2018/20052A patent/TR201820052A1/tr unknown
-
2019
- 2019-06-21 EP EP19899572.2A patent/EP3897361A4/en not_active Withdrawn
- 2019-06-21 WO PCT/TR2019/050485 patent/WO2020130969A1/en unknown
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP3897361A1 (en) | 2021-10-27 |
WO2020130969A1 (en) | 2020-06-25 |
EP3897361A4 (en) | 2022-01-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US20240057883A1 (en) | Deep tissue flowmetry using diffuse speckle contrast analysis | |
JP7082383B2 (ja) | 触覚センサと光断層撮影を融合する検査装置と検査方法 | |
US8326406B2 (en) | Method and system for free space optical tomography of diffuse media | |
US5625458A (en) | Method and system for imaging objects in turbid media using diffusive fermat photons | |
US6205353B1 (en) | Time-resolved optical backscattering tomographic image reconstruction in scattering turbid media | |
JP3662376B2 (ja) | 内部特性分布の計測方法および装置 | |
US9709733B2 (en) | Hand-held optical probe based imaging system with 3D tracking facilities | |
US20080218727A1 (en) | Method and apparatus for optical image reconstruction using contour determination | |
CN101612034B (zh) | 重构混浊介质光学参数的时间分辨测量***及方法 | |
WO1995023961A1 (en) | Methods and apparatus for imaging with diffuse light | |
Ripoll et al. | Imaging scattering media from a distance: theory and applications of noncontact optical tomography | |
JPH05261109A (ja) | 光ct画像装置 | |
KR20130088777A (ko) | 피검체 정보취득장치 | |
Hoogenraad et al. | First results from the Philips optical mammoscope | |
TR201820052A1 (tr) | Geri̇ yansima geometri̇si̇nde çalişan bi̇r lazer di̇füz opti̇k tomografi̇ ci̇hazi | |
CN105979874B (zh) | 用于测量对象的情况的装置 | |
Turner et al. | Inversion with early photons | |
Zhang et al. | Experimental comparison of using continuous-wave and frequency-domain diffuse optical imaging systems to detect heterogeneities | |
Nouizi et al. | 3D modeling for solving forward model of no-contact fluorescence diffuse optical tomography method | |
JP2005328916A (ja) | 画像再構成方法 | |
Sahu et al. | Assessment of a fluorescence-enhanced optical imaging system using the Hotelling observer | |
Kini et al. | Reconstruction of embedded absorbers in random media with applications in noninvasive 3D imaging of skin lesions | |
Stark | 3D volumetric mapping of tissue properties via a catheter-scale microendoscope imaging system | |
Pichette et al. | Imaging diffuse photon density wavefront speeds with early photons arrival times |