Устройство диагностики рака кожи

Устройство диагностики рака кожи

Реферат

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к исследованиям с диагностическими целями, и может быть использовано в дерматологии и онкологии при решении задач диагностики границ злокачественных новообразований на коже при проведении операций и медикаментозных воздействиях, эндоскопических обследованиях, а также в приборостроении при изготовлении медицинской техники.

Спектроскопия комбинационного рассеяния (КР) широко применяется в биологических исследованиях, начиная с изучения очищенных биологических веществ и кончая исследованиями на уровне отдельных клеток. Данная методика обладает некоторыми характеристиками, делающими ее особенно подходящей для исследований кожи как in vivo, так и in vitro (Лукассен Д.В. и др. Спектроскопия инфракрасного поглощения и комбинационного рассеяния кожи человека in vivo. В кн.: Оптическая биомедицинская диагностика. В 2 т.Т. 2 / Пер. с англ. под ред. В.В.Тучина. - М: ФИЗМАТЛИТ, 2007. - С.124-153). Спектроскопия КР дает детальную информацию о молекулярном составе и молекулярных структурах кожи. Кроме того, поскольку молекулярные колебания подвержены непосредственному влиянию микроокружения функциональных групп, колебательный спектр несет информацию о межмолекулярном взаимодействии. Более того, вся эта информация может быть извлечена совершенно неинвазивным образом, поскольку спектры КР можно снимать прямо на коже. В тех случаях, когда нужно отследить какие-либо изменения, это дает особенно большое преимущество по сравнению с существующей техникой, требующей изъятия кожного материала, например путем отрыва с помощью клейкой ленты. Важным преимуществом спектроскопии КР является то, что могут быть исследованы не только поверхностные, но и более глубоко лежащие слои кожи. Однако описанное в вышеупомянутой статье устройство для получения спектров КР включает в себя спектрометр и ПЗС-камеру, а его работа предусматривает формирование и регистрацию полного спектра КР в заданном диапазоне длин волн и его обработку, тем самым снижая оперативность получения диагностического результата.

В отличие от диффузного рассеяния комбинационное рассеяние оптического излучения характеризуется сдвигом частоты излучения по отношению к частоте падающего излучения. Причем этот сдвиг связан с частотой колебания рассеивающей молекулы. Учитывая, что каждое химическое вещество имеет свое уникальное микроскопическое строение, которое в том числе отличается по собственным колебательным частотам, спектральный анализ комбинационного рассеяния позволяет однозначно судить о химическом веществе, находящемся в области наблюдения (рассеяния). Для клеток опухоли характерно наличие определенного набора пиков интенсивности комбинационного рассеяния на выделенных частотных сдвигах, которые формируют определенную сигнатуру. Характерная сигнатура КР новообразований кожи формируется за счет фосфодиэфирных О-Р-О колебаний ДНК (788 см^-1), колебаний пролина и основной полосы С-С колебаний белков (850 и 950 см^-1), молекулярных колебаний коллагена (1268 и 1312 см^-1) и фенилаланина (1003 см^-1), а для меланомы дополнительно наблюдаются пики интенсивностей в области 1650 и 1450 см^-1, отвечающие колебаниям метиленовой группы СН₂ (Gniadecka М. et all. Melanoma Diagnosis by Raman Spectroscopy and Neural Networks: Structure Alterations in Proteins and Lipids in Intact Cancer Tissue. // J Invest Dermatol, 2004. - №122. - P. 443-449).

Известен клинический инструмент для комбинированной спектроскопии КР - оптической когерентной томографии рака кожи, описанный в статье Patil С.A. et all. A Clinical Instrument for Combined Raman Spectroscopy-Optical Coherence Tomography of Skin Cancers. // Lasers in Surgery and Medicine. - 2011. - №43. - P.143-151. В нем канал комбинационного рассеяния выполнен в виде пробника, состоящего из дискретных традиционных оптических элементов: линз, зеркал и светофильтров; спектр комбинационного рассеяния формируется спектрографом; регистрируется ПЗС-камерой; анализируется и сохраняется в ПЭВМ. Сами авторы отмечают низкую оперативность получения спектроскопической информации, а большие габариты и масса пробника КР вызвали необходимость его размещения на механической руке.

Наиболее близким техническим решением является устройство, предложенное в статье Larraona-Puy М. et all. Development of Raman microspectroscopy for automated detection and imaging of basal cell carcinoma. // Journal of Biomedical Optics. - 2009. - Vol.14(5). - №054031. - P. 1-10, в которой, кроме того, статистическими исследованиями убедительно обоснован способ диагностики рака кожи на примере базально-клеточной карциномы путем многомерного анализа отношений интенсивностей спектральных пиков КР. Устройство содержит лазер, возбуждающий спектры КР, два интерференционных notch-фильтра для подавления возбуждающего излучения в рассеянном анализируемом излучении, спектрограф, ПЗС-детектор и ПЭВМ.

Предложенное устройство имеет недостатки, заключающиеся в низком быстродействии из-за последовательной обработки всего спектра КР, сложности и громоздкости конструкции, наличия оптических элементов, требующих очень точной юстировки, что обусловливает необходимость использования дополнительной виброизоляции и ухудшает потребительские свойства устройства.

Задачами изобретения являются повышение быстродействия устройства, упрощение конструкции и уменьшение ее габаритов.

Указанные задачи решаются за счет того, что в устройстве диагностики рака кожи методом спектроскопии комбинационного рассеяния, включающем лазер с оптоволоконным выводом излучения, передающее оптоволокно с сформированными на дистальном конце пропускающей брэгговской решеткой-светофильтром, настроенной на длину волны лазера, и линзой, приемное оптоволокно с сформированным в нем заграждающим notch-фильтром в виде брэгговской решетки, оптоволоконный разветвитель, к каждому выходному каналу которого подсоединена своя оптоволоконная брэгговская решетка, настроенная на пропускание определенной длины волны спектра комбинационного рассеяния и оптически связанная с собственным фотоприемником или линейкой фотоприемников с параллельным доступом, выходы которых соединены с платой сбора данных ПЭВМ. Передающее и приемное оптоволокна объединены в зонд, сменная металлическая фигурная шайба которого определяет расстояние до рассеивающей поверхности, экранирует дистальный торец зонда от внешних засветок и допускает дезинфекцию или замену при смене пациентов.

Использование оптоволоконного зонда и приемных оптоволокон с брэгговскими решетками-светофильтрами и фотоприемников с параллельным доступом позволяет упростить конструкцию устройства, уменьшить его габариты и повысить быстродействие. Кроме того, предлагаемое решение не требует дополнительных юстировок и может работать в условиях внешних ударных и вибрационных внешних нагрузок, не требует дополнительной виброизоляции.

На чертеже показана схема устройства диагностики рака кожи методом спектроскопии комбинационного рассеяния. Поперечным к оптической оси оптоволокна периодическим набором линий обозначены брэгговские решетки, сформированные в оптоволокне.

Устройство содержит оптоволоконный зонд 1, например отрезок металлической трубки, внутрь которой вклеены передающее 2 и приемное 3 оптоволокна. На дистальном, обращенном к объекту диагностики 4 торце передающего оптоволокна сформирована линза 5 и в самом оптоволокне - брэгговская пропускающая решетка-светофильтр 6, настроенная на излучение лазера 7, а вблизи дистального торца приемного оптоволокна 3 в нем сформирована заграждающая брэгговская решетка - notch-фильтр 8, препятствующая попаданию упругорассеянного лазерного излучения в приемный канал. Расстояние до объекта диагностики определяется толщиной съемной фигурной металлической шайбы 9, другое назначение которой - экранировать входной торец приемного волокна от внешних засветок, а будучи выполненной съемной она допускает дезинфекцию или замену при переходе от диагностики одного пациента к диагностике другого. Другим концом приемное оптоволокно оптически соединено с разветвителем 10. К выходу разветвителя 10 оптически присоединены оптоволокна 11 - 19, заканчивающиеся брегговскими решетками-светофильтрами 20, максимум спектра пропускания каждой из которых настроен на пропускание комбинационно рассеянного излучения на одной из диагностических длин волн. Выходы оптоволокон 11-19 оптически связаны с собственными фотоприемниками или линейкой фотоприемников с параллельным доступом 21, выходы которых соединены с платой сбора данных 22 ПЭВМ 23.

В соответствии со способом диагностики рака кожи, основанным на соотношении пиков комбинационного рассеяния (Larraona-Puy М. et all. Development of Raman microspectroscopy for automated detection and imaging of basal cell carcinoma. // Journal of Biomedical Optics. - 2009. - Vol.14 (5). - №054031. - P.1-10, Gniadecka M. et all. Melanoma Diagnosis by Raman Spectroscopy and Neural Networks: Structure Alterations in Proteins and Lipids in Intact Cancer Tissue, J Invest Dermatol, 2004. №122, P. 443-449), максимум спектра пропускания каждой из брэгговских решеток-светофильтров 20, сформированных в оптоволокнах 11-19, выбирается по частотным сдвигам относительно центральной длины волны излучения лазера 7 максимумов стоксовых компонент спектра комбинационного рассеяния кожи. Так длина волны максимума спектра пропускания брегговской решетки-светофильтра оптоволокна 11 должна быть сдвинута в длинноволновую сторону относительно длины волны излучения лазера 7 на 788 см^-1 в частотном представлении, для оптоволокна 12 - на 850 см^-1, для 13 - на 950 см^-1, для 14 - на 1003 см^-1, для 15 - на 1093 см^-1, для 16 - на 1268 см^-1, для 17 - на 1312 см^-1, для 18 - на 1450 см^-1, для 19 - на 1650 см^-1. Данные спектральные полосы включают в себя все основные (сильные) пики интенсивности комбинационного рассеяния для всех форм рака.

Устройство работает следующим образом. Оптоволоконный зонд 1 съемной фигурной шайбой 9 прикладывается к диагностируемому участку кожи 4 пациента. По команде с ПЭВМ 23 включается лазер 7, и его излучение, распространяющееся по передающему оптоволокну 2, фокусируется сформированной на его дистальном торце линзой 5 на поверхность кожи 4 или выбранный по диагностическим соображениям подповерхностный ее слой. Рассеянное диагностируемым объектом 4 излучение попадает на дистальный торец приемного оптоволокна 3. Упругорассеянная компонента этого излучения подавляется брэгговской решеткой - notch-фильтром 8, сформированной в приемном волокне 3. Комбинационно-рассеянное излучение через разветвитель 10 попадает в оптоволокна 11-19, заканчивающиеся брегговскими решетками-светофильтрами 20, максимум спектра пропускания каждой из которых настроен на пропускание комбинационно рассеянного излучения на одной из диагностических длин волн.

С выходных торцов каждого из оптоволокон 11-19 излучение с интенсивностями I778 см^-1, I850 см^-1, I950 см^-1, I1003 см^-1, I1093 см^-1, I1268 см^-1, I1312 см^-1, I1450 см^-1, I1650 см^-1 попадает на свой фотоприемник 21 и далее, будучи преобразованным в электрический сигнал, пропорциональный интенсивности соответствующей спектральной компоненты комбинационно-рассеянного излучения, в форме электрического сигнала по девяти параллельным каналам поступает на плату сбора данных 22 и далее в ПЭВМ 23. ПЭВМ 23 рассчитывает отношения интенсивностей в каждом из каналов, которые формируют сигнатуру КР, которая используется для квалификации диагностического участка кожи. Так, в соответствии с классификатором, предложенным в статье Larraona-Puy М. et all. Development of Raman microspectroscopy for automated detection and imaging of basal cell carcinoma. // Journal of Biomedical Optics. - 2009. - Vol.14 (5). - №054031. - P.1-10, для идентификации базально-клеточной карциномы достаточно использовать следующие отношения

r₁=I778 см^-1/I1003 см^-1;

r₂=I850 см^-1/I1003 см^-1;

r₃=I950 см^-1/I1003 см^-1;

r₄=I1093 см^-1/I1003 см^-1;

r₅=I1312 см^-1/I1268 см^-1.

Для идентификации меланомы в соответствии с (Gniadecka М. et all. Melanoma Diagnosis by Raman Spectroscopy and Neural Networks: Structure Alterations in Proteins and Lipids in Intact Cancer Tissue. // J Invest Dermatol, 2004. - №122. - P. 443-449.) надо дополнительно использовать отношение r₆ зарегистрированного излучения в каналах 18 и 19, отвечающих полосам комбинационного рассеяния 1650 см^-1 и 1450 см^-1:

r₆=I1650 см^-1 /I1450 см^-1.

Устройство диагностики рака кожи, включающее лазер, оптическую систему и ПЭВМ, отличающееся тем, что оптическая система состоит из оптоволоконного зонда, включающего передающее оптоволокно с сформированными на дистальном конце пропускающей брэгговской решеткой-светофильтром, настроенной на длину волны лазера, и линзой, приемное оптоволокно с сформированным в нем заграждающим лазерное излучение notch-фильтром в виде брэгговской решетки, оптоволоконного разветвителя, к каждому выходному каналу которого подсоединена своя оптоволоконная брэгговская решетка, настроенная на пропускание определенной длины волны спектра комбинационного рассеяния и оптически связанная с собственным фотоприемником или линейкой фотоприемников с параллельным доступом, выходы которых соединены с платой сбора данных ПЭВМ, на торце оптоволоконного зонда установлена съемная металлическая фигурная шайба, допускающая дезинфекцию или замену при смене пациентов.