Способ определения состояния биологической ткани и диагностическая система для его реализации

Способ определения состояния биологической ткани и диагностическая система для его реализации

Реферат

 

Изобретение относится к области медицины и медицинского приборостроения, а именно к способу и устройству оптической диагностики физиологического и патофизиологического состояния биологических тканей, предназначенным для неинвазивного контроля и мониторинга физиологического состояния тканей человека. Изобретение основано на методах получения информации путем облучения исследуемого участка ткани источниками лазерного или узкополосного светодиодного излучения с различной длиной волны, мощностью, поляризацией и другими физическими параметрами луча, освещающего ткань, и последующим частотно-спектральным и/или амплитудно-спектральным анализом параметров вышедшего из ткани вторичного излучения (отраженного, рассеянного, наведенного, возбужденного, фонового и т.п.). Изобретение позволяет повысить точность, достоверность и медицинскую информативность диагностических процедур. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 1 табл., 5 ил.

Изобретение относится к области медицины и медицинского приборостроения, а именно к способу оптической диагностики физиологического и патофизиологического состояния биологических тканей, а также к реализующей этот способ медицинской диагностической аппаратуре, предназначенной для неинвазивного (неразрушающего, прижизненного) контроля и мониторинга физиологического состояния тканей человека. Изобретение основано на методах получения информации путем облучения исследуемого участка ткани источниками лазерного или узкополосного светодиодного излучения с различной длиной волны, мощностью, поляризацией и другими физическими параметрами луча, освещающего ткань, и последующим частотно-спектральным и/или амплитудно-спектральным анализом параметров вышедшего из ткани вторичного излучения (отраженного, рассеянного, наведенного, возбужденного, фонового и т.п.).

Известны общие физические и медико-биологические принципы и устройства для такой диагностики.

Известен способ и устройства для флюоресцентной неинвазивной медицинской диагностики злокачественных новообразований в тканях (RU 2012243 С1 15.01.1994, US 5647368 15.07.1997 и др.).

Известен способ и устройства для неинвазивного определения процентного содержания оксигемоглобина крови (методы неинвазивной оксиметрии), протекающей по сосудам тканей и органов человека (US 4714341 1987, WO 94/03102 и др.).

Известен способ и устройства для фотоплетизмографической диагностики параметров сердечных ритмов (систолических и диастолических волн) кровообращения в тканях и органах (SU 1655463 A1, RU 5912 U1, 16.02.98 и др.).

Известен способ и устройство для определения скорости капиллярного кровотока с использованием эффекта Доплера, а также методики оценки состояния биотканей на их основе (US 4596254 от 24.06.1986, RU 2140199 С1 от 27.10.1999 и др.).

Известен способ и устройство для биофотометрического контроля состояния пораженных биологических тканей (SU 1545346 A1 от 18.06.1984; SU 1481938 A1 от 19.11.1985).

Однако перечисленные известные методы и устройства имеют ряд существенных недостатков. Так, описываемые устройства для флюоресцентной диагностики не учитывают возможность внесения существенной ошибки в измерения за счет того, что исходное освещающее излучение и сигнал флюоресценции, возникающий при облучении биоткани и регистрируемый приемной аппаратурой, могут существенно и независимо друг от друга ослабляться из-за наличия в ткани поглощающих свет сторонних веществ (меланина, биллирубина и т.д.). Это приводит к неконтролируемому данными методами изменению соотношений сигналов, что сказывается на достоверности и объективности диагностики. Описываемые методы неинвазивной оксиметрии, привязанные к технологии вычисления содержания оксигемоглобина в крови во время пульсовых волн периферического кровообращения, позволяют определять лишь процентное, а не абсолютное содержание оксигемоглобина и только в артериальном русле сосудистой системы. Такая информация является неполной, т.к. физиологически клиническое состояние ткани сильно зависит не только от количества подводимого к ней кислорода, но и от возможности его “утилизовать” в процессе обмена веществ. Т.е. для более полной клинической картины наблюдаемых в тканях процессов желательно иметь возможность определения содержания оксигемоглобина и в венозном русле сосудистой системы. Методы фотоплетизмографической диагностики являются методами качественной оценки динамических пульсаций кровотока, т.к. так же как и методы флюоресцентной диагностики не учитывают изменения в уровнях сигналов за счет присутствия в тканях поглощающих свет веществ и за счет неконтролируемого уровня внутреннего пространственного рассеяния света на неоднородностях структур (поверхности эритроцитов, например), общее количество которых переменно при динамической пульсации крови. Все это для методов фотоплетизмографии приводит к невозможности вычисления точных количественных параметров кровенаполнения биоткани по измеренным сигналам и соответственно слабой информативности этих методов. И так далее.

Наиболее близким по сути принятых технических решений прототипом для данного заявляемого устройства является диагностический аппарат, описанный в международной заявке WO 97/15226. Аппарат содержит:

- источник(и) первичного (пробного) электромагнитного излучения широкого спектрального диапазона длин волн;

- средства доставки излучения от источника к диагностируемой биологической ткани;

- средства регистрации отраженного от биоткани излучения и излучения вынужденной (наведенной) флюоресценции (аутофлюоресценции);

- средства обработки полученных ответных сигналов от биоткани для получения медицинской диагностической информации;

- средства регулировки интенсивности исходного (пробного) излучения, включающие цепи обратной связи для управления выходной мощностью по сигналам с приемников излучения от ткани.

В качестве дополнительных устройств в аппарате-прототипе заявлены эталон отражения (калибратор), позволяющий имитировать сигналы от здоровых и больных тканей и осуществлять относительную методику диагностики по соотношению сигналов биоткань/эталон, дополнительный фотоплетизмограф для определения микроциркуляции ткани, видеокамера регистрации изображения зоны обследования и ряд других дополнительных узлов и блоков, расширяющих возможности аппаратуры и позволяющих модифицировать варианты исполнения источника излучения, тракта доставки излучения к биоткани и т.д.

Базовая методика диагностики, описанная для указанного выше устройства, заключается в подведении пробного электромагнитного (например, оптического диапазона длин волн) излучения к обследуемому участку биоткани и регистрации отраженного первичного и/или стимулированного (вторичного) флюоресцентного излучения от биоткани с последующим анализом амплитуды и оптического спектрального состава зарегистрированного излучения. Сравнение полученных данных с данными от эталонного отражателя или от заведомо здоровых тканей позволяет делать прогноз относительно состояния ткани в терминах “норма-патология”.

К основным недостаткам устройства, взятого за прототип, относятся:

1) Построение конструкции устройства и методик измерения по принципу регистрации и обработки только отраженного от ткани или наведенного в области отражения вторичного излучения. Этот недостаток сильно ограничивает диагностические возможности аппаратуры для реальной медицинской практики, т.к. известно (Тучин В.В. Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях, - Саратов, СГУ, 1998), что подавляющее большинство биологических тканей являются, например для оптического диапазона длин волн, полупрозрачными и мутными (неоднородными) средами, при взаимодействии с которыми излучение не только отражается от них, но и проникает в их толщу, рассеивается внутри среды по разным направлениям, частично поглощается средой или преобразуется в излучение других длин волн и выходит из ткани наружу, составляя, так называемый, поток обратно-рассеянного излучения, который во много раз может превосходить по величине отраженный поток и который за счет глубинных, многократных взаимодействий излучения с толщей среды несет в себе намного больше информации о свойствах среды.

2) Отсутствие в устройстве возможности анализа динамических параметров амплитуд регистрируемых сигналов (частотного спектра получаемого электрического сигнала) на малых отрезках времени (10^-6 с - 1 с) в каждом спектральном диапазоне длин волн, которые несут богатую информацию о параметрах микроциркуляции крови и других жидкостей в обследуемом участке ткани, что делает диагностику на данном аппарате малоинформативной в смысле медицины для реальных живых биотканей.

Кроме того, общим существенным недостатком всех перечисленных известных способов и устройств является то, что каждый из этих способов и устройств предназначен для диагностики оптическими методами отдельно выбранных медико-биологических параметров ткани в отрыве от совокупности других ее медико-биологических параметров, которые также могут влиять на регистрируемые прибором оптические свойства тканей и соответственно сказываться на точности, достоверности и общей медицинской информативности (значимости), получаемой в результате проведения диагностики информации. В подавляющем большинстве случаев в известных методах и устройствах критериями обнаружения областей патологий в тканях являются критерии сравнения показателей с обследуемых подозрительных тканей и тканей, считающихся здоровыми (например, RU 2012243), причем эти критерии разрабатываются для каждого прибора отдельно на этапе его создания в идеализированных условиях лабораторий и на ограниченной выборке больных с конкретным типом (типами) заболевания. Однако при проведении реальных обследований пациентов в клинике врач заранее, как правило, не имеет никакой априорной информации о том, какие участки ткани могут являться здоровыми, а какие поражены заболеванием. Кроме того, реальные пациенты клиник могут иметь множественные и сопутствующие основному заболеванию нарушения, скажем общую сердечную недостаточность и вызванные ей нарушения периферического кровообращения, которые сказываются на оптических свойствах всех тканей всего организма и не позволяют иметь опорную информацию типа “нормальная ткань”. Соответственно, указанные известные способы и приборы не могут охватить всего многообразия встречающихся на практике типов, нозологических форм и разновидностей заболеваний тканей и органов человека. Точность, достоверность и медицинская значимость такой раздельной диагностики частных медико-биологических параметров по отдельно взятым оптическим показателям весьма низка, а применение указанных приборов ограничено рядом отдельных клинических ситуаций.

Предложенное изобретение основано на том, что все оптико-физические свойства биотканей очень сильно зависят от общего физиологического и патофизиологического состояния ткани (Физиология человека: В 3-х томах. Пер. с англ. / Под ред. Р.Шмидта и Г.Тевса. - М.: Мир, 1996). Они могут сильно меняться в зависимости от параметров кровообращения в тканях, от способности дыхательных органов и форменных элементов крови насыщать ткани кислородом, от параметров клеточного дыхания и метаболизма и т.д. Общие интегральные оптические свойства биотканей зависят от оптических свойств отдельных слоев и типов тканей, составляющих общее понятие “биологическая ткань”. А оптические свойства отдельных слоев и типов тканей сильно зависят от процентного содержания в них основных хромофоров, флюорохромов и других оптически “активных” веществ, имеющих характерные полосы спектрального поглощения, рассеяния и/или люминесценции (например, меланина, гемоглобина, биллирубина, природных порфиринов, флавинов, воды и т.п.) (Wai-Fung Cheong et. al. A review of the optical properties of biological tissues. / IEEE J. of Quant. Electronics, Vol. 26(12), 1990. - pp. 2166-2185). Общее накопление этих оптически “активных” биохимических компонентов в тканях, а также параметры периферического тканевого кровообращения и лимфатического дренажа (параметры микроциркуляции крови и других жидкостей в тканях) и определяют общее функциональное, физиологическое и патофизиологическое состояние ткани, в том числе ее “нормальное” состояние или состояние болезни. Поэтому только интегральная оценка в совокупности всех или большинства указанных компонент позволяет более или менее достоверно оценивать наличие и степень тяжести существующих в тканях нарушений (патологий). Такая интегральная оценка может быть проведена при условии, что по регистрируемым оптическим сигналам, выходящим из биоткани, в процессе диагностики определяются физико-математическими вычислительными методами как все основные оптико-физические параметры среды распространения излучения, включая динамические характеристики изменчивости свойств среды во времени (параметры изменчивости регистрируемых оптических сигналов во времени), так и основные статические биохимические параметры - уровни накопления в тканях тех или иных биохимических компонент ткани. При этом под физиологическим состоянием ткани понимаются следующие (для примера) известные в медицине состояния ткани:

- Нормальное состояние

- Злокачественные новообразования

- Стадии язвенно-некротического процесса (некроз, рубцевания)

- Дистрофические изменения

- Регенераторные процессы в раневой поверхности

- Некроз и другие состояния.

Таким образом, задачами, решаемыми предлагаемым способом и реализующим его устройством, является:

- устранение указанных недостатков известных способов и устройств, а также недостатков прямого прототипа заявленного способа и устройства;

- обеспечение возможности диагностики общего физиологического и патофизиологического состояния обследуемых тканей через регистрацию совокупности оптически активных компонент и динамических процессов в тканях;

- повышение точности, достоверности и медицинской информативности диагностических процедур, которые будут обеспечиваться применением на практике данного способа и реализующего его устройства;

- расширение функциональных возможностей диагностических процедур и обеспечение возможности использования заявляемых способа и устройства в различных областях медицины, таких, например, как, онкология, ангиология, дерматология, гастроэнтерология, травматология, трансплантология и др.

Технический и медико-биологический результаты от использования предлагаемого способа и устройства достигаются следующим образом.

Способ определения состояния биологической ткани заключается в том, что воздействуют на исследуемый участок биологической ткани электромагнитным излучением оптического диапазона длин волн с использованием одновременно или поочередно не менее чем двух длин волн. Это излучение проникает внутрь ткани, частично поглощается внутри ткани биохимическими хромофорами, рассеивается на неоднородностях структуры ткани, преобразуется за счет взаимодействия с некоторыми органическими молекулами (например, молекулами порфирина) в излучение флюоресценции, фосфоресценции, комбинационного (рамановского) рассеяния и т.п., т.е. в общем случае, меняет свои спектральные и пространственно-энергетические характеристики в зависимости от особенностей исследуемой биоткани и за счет актов многократного рассеяния, в конечном итоге, частично выходит наружу по всей обследуемой поверхности, составляя так называемое вторичное оптическое излучение с поверхности биоткани. Вышедшее из ткани вторичное оптическое излучение, несущее за счет измененных своих спектральных и пространственно-энергетических характеристик информацию о медико-биологическом состоянии исследуемой ткани, одновременно регистрируют не менее чем в двух пространственных точках на поверхности исследуемого участка биологической ткани на разном расстоянии от участка воздействия, так, чтобы зарегистрировать тенденцию в изменении параметров вторичного излучения на каждой воздействующей длине волны за счет разницы в длине пути вторичного излучения внутри биоткани от участка воздействия до точек регистрации. Анализируют спектральные статические и динамические характеристики вторичного излучения для каждой точки регистрации и при каждой из используемых длин волн. А собственно физиологическое состояние биологической ткани определяют далее на основе анализа совокупности спектральных статических и динамических характеристик регистрируемого вторичного оптического излучения для каждой из точек регистрации и каждой из воздействующих длин волн путем вычисления по этим данным количественного накопления в исследуемом участке биологической ткани оптически активных природных биохимических компонент ткани и параметров состояния ее микроциркуляторного русла. При этом динамические параметры регистрируемого вторичного излучения для каждой из точек регистрации определяют на основе частотного по времени, например, Фурье-анализа спектров флуктуации вторичного излучения, которые регистрируют быстродействующими фотоприемниками на длинах волн воздействующего излучения, а статические спектральные данные для каждой из точек регистрации определяют путем анализа спектральной оптической плотности вторичного излучения как на воздействующих длинах волн, так и на длинах волн флюоресценции, фосфоресценции и/или комбинационного рассеяния за счет разложения вторичного излучения в оптический спектр и одновременной регистрации всего полученного спектра набором чувствительных фотоприемников. Под статическими спектральными данными в данном случае подразумеваются средние по времени спектральные плотности мощности регистрируемого вторичного излучения для каждой пространственной точки сбора информации по поверхности биоткани как на длинах волн возбуждающего электромагнитного излучения, так и на длинах волн бокового спектра - длинах волн флюоресценции, фосфоресценции и/или комбинационного рассеяния (рамановского рассеяния), по которым можно вычислить средние по времени уровни накопления в зоне обследования таких оптически активных биохимических составляющих ткани, как порфирины, флавиновые и пиридиннуклеотидовые ферменты, коллаген, гемоглобин, оксигемоглобин и т.п. вещества. А под динамическими параметрами регистрируемого вторичного излучения для каждой из точек регистрации по поверхности биоткани подразумеваются колебания в амплитудах сигналов на каждой из длин волн воздействующего излучения в диапазоне частот 0,01 Гц-50 кГц, которые несут в себе информацию о динамических параметрах микроциркуляции крови в обследуемой биоткани - ритмах кровотока, связанных с сердечными ритмами, средней скорости капиллярного кровотока (за счет эффекта Доплера) и т.п. При окончательном определении состояния биологической ткани по результатам диагностики по описываемому способу и построении заключительного вычислительного процесса на первом этапе обработки данных путем решения обратной задачи оптики светорассеивающих сред с использованием средних статических спектральных данных на воздействующих длинах волн определяют значения погонных оптических коэффициентов поглощения и рассеяния излучения биотканью и/или ее отдельными слоями, на втором этапе обработки данных по полученным статическим спектральным данным на длинах волн флюоресценции, фосфоресценции и/или комбинационного рассеяния с использованием результатов предыдущего этапа вычислений определяют уровни накопления в биоткани и/или ее отдельных слоях оптически активных биохимических компонент ткани (гемоглобина, оксигемоглобина, флавиновых ферментов, коллагена и т.п.), а по зарегистрированным динамическим данным с использованием методов обработки данных, применяемых в лазерной доплерографии и фотоплетизмографии, определяют динамические параметры микроциркуляции крови в исследуемой ткани. На последнем, третьем этапе обработки данных по полученным совокупным данным второго этапа вычислений с использованием статистико-вероятностных алгоритмов классификации многопараметрической ситуации определяют наиболее вероятное фактическое физиологическое состояние обследуемой биоткани из общепринятой в медицине классификации состояний - норма, воспаление, ишемия, эрозивно-язвенный процесс и т.п.

При проведении диагностики длины волн воздействующего электромагнитного излучения выбирают в соответствии с характерными полосами оптического поглощения, рассеяния и/или полосами возбуждения флюоресценции (фосфоресценции) тех биохимических компонент биоткани, которые необходимы для определения того или иного типа физиологического состояния. При распространении внутри биоткани излучение именно этих длин волн будет наиболее сильно менять свои спектральные и пространственно-энергетические характеристики. Например, будет сильно ослабляться внутри кровенаполненной ткани излучение с длинами волн 405-410 нм за счет сильного поглощения его гемоглобином и оксигемоглобином крови, которые в этом спектральном диапазоне имеют особо интенсивные полосы поглощения - так называемые “полосы Соре”. Это поглощение, в общем случае, описывается известным уравнением переноса излучения в мутных средах (Тучин В.В. Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях, - Саратов, СГУ, 1998), зависит от концентрации гемоглобина и оксигемоглобина в тканях и может быть описано, как некая функция расстояния от точки входа излучения в биоткань (точки освещения поверхности биоткани). Таким образом, получение информации об исследуемой ткани от двух, трех, четырех и более пространственных точек по поверхности исследуемой биоткани, расположенных на разном расстоянии от области первичного воздействия (освещения), путем замера выходящего из ткани вторичного излучения при ее освещении различными длинами волн позволяет определить совокупность процентного содержания в тканях основных биохимических компонентов ткани, взаимодействующих с освещающим ткань оптическим излучением.

Диагностическая система для определения состояния биологической ткани, реализующая предлагаемый способ диагностики, включает в себя блок источников электромагнитного излучения, которые генерируют излучение в оптическом диапазоне длин волн, систему транспортировки излучения от источников излучения к исследуемой биологической ткани и систему транспортировки вторичного излучения от биологической ткани в систему обработки сигналов от оптических приемников.

Блок источников излучения включает смеситель излучения источников излучения, соединенный далее с системой транспортировки излучения от источников излучения к исследуемой биологической ткани. Смеситель может быть выполнен в виде оптического моноволокна, сопряженного с отдельными оптическими волокнами, идущими от каждого источника излучения и собранными в единый оптический жгут, что позволяет доставлять излучение разных источников в одну и ту же точку исследуемой поверхности биологической ткани.

Система транспортировки вторичного излучения от биологической ткани в систему обработки сигналов содержит не менее двух независимых оптических приемников излучения, установленных на разном расстоянии от выхода системы транспортировки излучения от блока источников излучения к биологической ткани. Это позволяет каждому приемнику воспринимать вторичное излучение с поверхности биологической ткани на разном расстоянии от участка воздействия на ткань электромагнитным излучением источников. Как вариант, системы транспортировки вторичного излучения и транспортировки излучения от блока источников к исследуемой биологической ткани могут быть выполнены в виде оптических волокон, заключенных в единую гибкую оболочку (единый жгут).

Система обработки сигналов получает данные от системы транспортировки вторичного излучения и содержит соответственно в системе транспортировки вторичного излучения не менее двух одинаковых блоков, соединенных с выходом системы транспортировки вторичного излучения от биологической ткани и входом блока обработки результатов диагностики. При этом каждый из этих одинаковых блоков включает в себя по два спектральных оптических блока, первый из которых регистрирует сигналы основного спектра на длинах волн источников излучения быстродействующими фотоприемниками, а второй разлагает излучение в оптический спектр с помощью полихроматора с дифракционной решеткой и регистрирует наряду с сигналами на длинах волн источников излучения слабые сигналы боковых спектров неупругого взаимодействия - сигналы флюоресценции, фосфоресценции и/или комбинационного рассеяния - набором чувствительных фотоприемников, например линейкой фотоприемников на основе ПЗС-структур (Полупроводниковые фотоприемники: ультрафиолетовый, видимый и ближний инфракрасный диапазоны спектра / Под ред. В.И.Стафеева - М.: Радио и Связь, 1984, -с. 185-190). В каждый из этих двух спектральных оптических блоков одновременно доставляется определенная доля, например, по 50% оптического излучения из системы транспортировки вторичного излучения за счет разделения пучка света примерно на два равных пучка перед этими блоками делителем излучения.

Первый спектральный оптический блок в каждом блоке системы обработки сигналов может быть выполнен из “n” быстродействующих фотоприемников, например фотодиодов ФД-7К, и селективных по спектру зеркал, установленных перед фотоприемниками для выделения необходимых для регистрации спектральных диапазонов длин волн. Как вариант, первый спектральный оптический блок может быть выполнен и иначе - из “n” быстродействующих фотоприемников и неселективных по спектру делителей вторичного излучения. В этом случае перед фотоприемниками установлены селективные по спектру оптические фильтры, выделяющие необходимые для регистрации спектральные диапазоны длин волн.

Выходы фотоприемников первого спектрального оптического блока соединены с входом блока предварительного усиления, выполненного в виде набора из “n” широкополосных усилителей электрических сигналов, выход блока предварительного усиления связан со входом блока выделения и усиления сигнала, выход которого соединен с входом блока оцифровки сигналов, выход блока оцифровки через блоки коммутации и передачи соединен с входом блока обработки результатов диагностики.

Второй спектральный оптический блок в каждом блоке системы обработки сигналов может быть выполнен по схеме полихроматора с использованием, например, дифракционной решетки в качестве диспергирующего элемента. Он также содержит оптическую систему формирования луча и в нем в качестве фотоприемников установлены чувствительные фотоприемники, например, на основе ПЗС-структур, регистрирующие весь полученный в этом блоке оптический спектр.

Выходы фотоприемников второго спектрального оптического блока связаны через блоки усиления, оцифровки сигналов, коммутации и передачи с входом блока обработки результатов диагностики.

Изобретение поясняется чертежами, на которых изображено:

на фиг.1 - общая блок-схема предлагаемой диагностической системы; на фиг.2 - блок-схема блока источников излучения; на фиг.3 - устройство спектральных оптических блоков; на фиг.4 - блок-схема алгоритма обработки данных; на фиг.5 - схематическое пояснение уравнения переноса.

Предлагаемая диагностическая система (фиг.1), как описано выше, содержит в своем составе четыре основных блока: блок источников первичного узкополосного оптического излучения 1, систему транспортировки излучения 2 от блока источников к исследуемой биологической ткани 3, систему транспортировки вторичного излучения 4 от биологической ткани в систему обработки сигналов 5 и собственно систему обработки сигналов 5. При этом система обработки сигналов 5 выполнена в виде двух или более одинаковых оптоэлектронных блоков (6а, 6б и т.д.) и блока обработки результатов диагностики 7. Регистрируемые оптические сигналы от биологической ткани поступают в систему обработки сигналов 5 в каждый из блоков 6а, 6б и т.д. через соответствующие системы транспортировки вторичного оптического излучения 4а, 4б и т.д.

Блок источников первичного излучения (фиг.2) состоит из набора (не менее 2 шт.) лазерных и/или светодиодных источников излучения 8, каждый из которых работает в своем отдельном узком спектральном диапазоне длин волн из общего спектрального интервала 0,2 -100 мкм. Выходы источников излучения 8 соединены со смесителем излучения 9, обеспечивающим одновременный или поочередный ввод излучения всех источников в единую систему транспортировки излучения 2 (например, световод) к биоткани 3. Соединение может быть выполнено посредством сбора в единый жгут всех отдельных оптических волокон, идущих от каждого излучателя, и присоединением этого жгута далее на вход к смесителю, который может представлять собой единое оптическое моноволокно большего или равного жгуту диаметра. Соединение и сам смеситель может быть также, как вариант, выполнены на основе оптических элементов - посредством системы линзовых объективов, коллиматоров и/или селективных полупрозрачных зеркал, фокусирующих и направляющих излучение в общее оптическое волокно или на общий выходной объектив, освещающий биоткань.

Как вариант, блок источников излучения может быть выполнен на основе набора перестраиваемых по длине волны лазеров и/или светодиодов, а также на основе набора широкополосных, например ламповых, источников света в комплекте со сменным набором светофильтров, каждый из которых вырезает из общего спектра лампы нужный диапазон длин волн. Дополнительно для обеспечения контроля работоспособности источников оптического излучения и системы транспортировки излучения от блока источников излучения к исследуемой биологической ткани диагностическая система может быть оснащена встроенной системой контроля мощности оптического излучения источников.

Выбор количества излучателей и их рабочих длин волн осуществляется на основе необходимости определения в тканях того, или иного набора биохимических компонент (биомолекул, клеток) и их динамических параметров. Конкретные рабочие длины волн выбираются из условия их соответствия характерным спектральным полосам поглощения, рассеяния, люминесценции и т.п. регистрируемых биохимических компонент. Данные длины волн в общем случае хорошо известны из литературных источников (Юденфренд С. Флуоресцентный анализ в биологии и медицине, - М.: Мир, 1965; MJ.Gemert, S.L.Jacgues et.al Skin Optics / Biomed. Engineering, v.36, # 12, 1989, - p. 1146-1154).

Транспортировка исходного воздействующего оптического излучения (см. фиг.1) от блока источников излучения к биоткани и регистрируемого вторичного излучения от биоткани обратно в устройство осуществляется системами транспортировки 2 и 4, выполненными, например, на основе оптических световодов или оптических объективов, наведенных на освещение и обзор определенных пространственных областей на биоткани. При этом система транспортировки 2 позволяет освещать определенный и ограниченный ее выходной апертурой локальный участок тестируемой биоткани одновременно или поочередно на всех выбранных длинах волн, а система транспортировки 4 располагается (для световодов) или выполняется (для объективов) так, что воспринимает лишь вышедшее из ткани рассеянное внутри нее излучение в совокупности с наведенным излучением флюоресценции, фосфоресценции и т.п. как в непосредственной близости от освещенного участка биологической ткани (узел 4а), так и на некотором другом (0,01-10 см) расстоянии от него (узел 4б и т.д.). Системы транспортировки излучения 2 и 4 могут быть выполнены в виде оптических волокон, собранных в жгут с диаметром не более 2 мм.

Система обработки сигналов 5 (см. фиг.1) представляет собой оптико-электронное устройство, производящее оптическую фильтрацию и селекцию регистрируемых сигналов, преобразование оптических сигналов в электрические посредством набора фотоприемников, усиление и фильтрацию электрических сигналов, их оцифровку, коммутацию и окончательную обработку результатов диагностики. Она выполнена в виде двух или более одинаковых оптоэлектронных блоков (6а, 6б и т.д.) и блока обработки результатов диагностики 7. Каждый из блоков 6а, 6б и т.д. содержит по два спектральных оптических блока 11 и 12 (см. фиг.3). Первоначально в каждом из блоков 6а, 6б и т.д. пришедшее от биологической ткани вторичное излучение с выхода системы транспортировки вторичного излучения (поз. 4а, 4б и т.д. фиг.1) в распределительном оптическом узле 10 посредством оптических делителей и/или для варианта световодов посредством отвода от общего жгута части волокон распределяется по спектральным оптическим блокам 11 и 12.

Спектральный оптический блок 11 реализует динамическую, с разрешением по времени до 10^-6с, регистрацию пришедших сигналов основного спектра (на длинах волн источников излучения). Для этого блок 11 содержит “n” быстродействующих фотоприемников (например, фотодиодов) 13а, 13б...13n, излучение на которые из основного потока отводится селективными по спектру зеркалами 14, выделяющими необходимые для регистрации спектральные диапазоны длин волн. Как альтернативный вариант, в оптической схеме могут быть использованы неселективные по спектру делители (расщепители) потока и установленные перед каждым фотоприемником соответствующие селективные оптические фильтры. Электрические сигналы с фотоприемников поступают на блок предварительного усиления 15, представляющий собой набор из “n” широкополосных усилителей электрических сигналов. После усиления сигналы поступают в блок 16, предназначенный для выделения и усиления для каждого сигнала отдельно его высокочастотной переменной, а также постоянной и низкочастотной переменной составляющих для последующего анализа динамических параметров сигналов и реализации методик доплерографической и фотоплетизмографической обработки данных. После разделения все сигналы поступают на блок 17 для оцифровки, коммутации и передачи дальше в блок обработки результатов диагностики 7 по фиг.1.

Оптический спектральный блок 12 реализует выделение и статическую регистрацию слабых сигналов боковых спектров неупругого рассеяния от биоткани (сигналов флюоресценции и т.п.). Он выполняется по одной из известных схем полихроматоров, например, с использованием дифракционной решетки 18 в качестве диспергирующего элемента и оптической системы формирования луча 19, например, на основе зеркальной оптики. На входе полихроматора при необходимости может устанавливаться дополнительный набор сменных фильтров 20, гасящих до необходимого уровня входящую мощность излучения на основных длинах волн излучателей источника освещения биоткани. Разложенное таким образом в спектр излучение попадает на систему высокочувствительных (до 10^-16 Вт) фотоприемников 21, например, на основе ПЗС (CCD) матриц, где преобразуется в электрический сигнал. Далее электрический сигнал с фотоприемников подается в блок усиления, оцифровки и коммутации сигналов 22 и после этого передается в блок окончательной обработки результатов диагностики 7 по фиг.1. Этот блок обработки результатов диагностики может представлять собой, например, компьютерную систему обработки данных или систему узкоспециализированных микроконтроллеров на основе сигнальных и других аналоговых и/или цифровых процессоров сигналов.

Обработка полученных сигналов для получения окончательного диагностического результата производится в несколько стадий (фиг.4).

Первой из них является решение прямой и обратной задачи оптики светорассеивающих сред (см., например, Рамм А.Г. Многомерные обратные задачи рассеяния. Перевод с английского, - М.: Мир, 1994 г.) для определения всех или наиболее значимых послойных оптико-физических параметров биоткани и их динамических характеристик. Входными данными для этих расчетов служат амплитудно-частотные параметры сигналов с пространственно разнесенных точек, полученных на выходе блоков 6а, 6б и т.д. по фиг.1. Результатом расчетов является определение средних послойных спектральных погонных коэффициентов рассеяния и поглощения для исследуемого участка биологичес