диагностический комплекс для измерения медико-биологических параметров кожи и слизистых оболочек in vivo

Формула изобретения

1. Диагностический комплекс для измерения медико-биологических параметров кожи и слизистых оболочек in vivo, содержащий блок источников первичного оптического излучения с разными длинами волн излучения, систему транспортировки первичного и вторичного излучения к биологической ткани и обратно соответственно, выполненную в виде жгута оптических волокон с разветвленной приборной и единой рабочей частью, оптико-электронную систему регистрации вторичного оптического излучения, содержащую фотоприемники с оптическими фильтрами, полихроматор с дифракционной решеткой и устройство сбора и трансляции данных в блок обработки результатов диагностики, отличающийся тем, что блок источников излучения снабжен синхронизатором со встроенным генератором опорных сигналов, двоичным счетчиком импульсов и преобразователем двоичного кода в позиционный, а оптико-электронная система регистрации вторичного излучения, состоящая из трех фотоприемников, снабжена разностным блоком формирования доплеровского сигнала, полихроматор снабжен входным линзовым ахроматическим коллиматором, а его дифракционная решетка выполнена вогнутой, система транспортировки оптического излучения выполнена из девяти оптических волокон, восемь из которых размещены на равном расстоянии друг от друга в рабочей части по окружности вокруг центрального волокна, при этом входы источников излучения подключены к выходам синхронизатора с позиционным кодом, выход двоичного кода которого соединен с входом устройства сбора и трансляции данных оптико-электронной системы регистрации вторичного оптического излучения, источники излучения подключены к оптическим волокнам, размещенным на окружности, причем одно из волокон соединено с постоянно включенным источником излучения, по два смежных с ним с каждой стороны волокна соединены с источниками излучения включающимися поочередно, каждое из волокон, примыкающих к последним с обеих сторон, подключены к двум фотоприемникам, выходы которых соединены с разностным блоком формирования доплеровского сигнала, а оптическое волокно, диаметрально противоположное волокну, соединенному с постоянно включенным источником излучения, соединено с третьим фотоприемником, центральное волокно подключено к ахроматическому коллиматору полихроматора.

2. Диагностический комплекс по п.1, отличающийся тем, что фильтры двух фотоприемников, выходы которых соединены с разностным блоком формирования доплеровского сигнала, выполнены пропускающими излучение только на длине волны источника излучения, работающего непрерывно, а фильтр третьего фотоприемника - остальные длины волн блока источников излучения.

3. Диагностический комплекс по п.1, отличающийся тем, что разностный блок схемы формирования доплеровского сигнала содержит два фильтра переменного сигнала, два делителя напряжения и схему формирования разности двух сигналов, при этом выходы фотоприемников, соединенных с разностным блоком формирования доплеровского сигнала, подключены к соответствующему фильтру переменного сигнала и к «X» входу делителя напряжения, к другому «Y» входу которого подключен выход фильтра переменного сигнала, а выходы делителей, каждый из которых формирует отношение Z=Y/X, подсоединены далее к входам схемы формирования разности двух сигналов.

4. Диагностический комплекс по п.1, отличающийся тем, что оптическое волокно системы транспортировки излучения, соединенное с источником излучения работающим непрерывно, а также сам этот источник являются одномодовыми.

5. Диагностический комплекс по п.1, отличающийся тем, что оптические волокна системы транспортировки излучения выполнены с напыленным на их оболочку металлизированным покрытием толщиной 1-100 мкм.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины и медицинского приборостроения, а именно к лазерной медицинской диагностической аппаратуре, реализующей комплексные методы неинвазивной (in vivo, in situ), неразрушающей, прижизненной диагностики, контроля и/или мониторинга функционального и/или патофизиологического состояния тканей человека на основе методов лазерного спектрального анализа, спектрофотометрии рассеяния и поглощения, лазерной допплеровской флоуметрии и т.п.

Известен способ и устройство для биофотометрического контроля состояния пораженных биологических тканей (авторское свидетельство СССР 1545346, 1984 г.; авторское свидетельство СССР 1481938, 1985 г.).

Известен способ и устройства для определения скорости капиллярного кровотока с использованием эффекта Допплера, а также методики оценки состояния биологических тканей на их основе (патент США 4596254, 1986 г., патент РФ 2140199,1999 г.).

Известен способ и устройства для неинвазивной флюоресцентной диагностики злокачественных новообразований в тканях человека (патент РФ 2012243, 1994 г., патент США 5647368, 1997 г.).

Известен способ и устройства для неинвазивного определения процентного содержания оксигемоглобина в крови человека (патент США 4714341, 1987 г.), а также устройства для определения совместно уровня объемного кровенаполнения мягких тканей и процентного содержания оксигемоглобина в крови (патент РФ 2234853, 2002 г.) на основе данных оптической абсорбционной спектроскопии.

Однако все перечисленные методы и устройства имеют много недостатков. Основной и существенный недостаток всех этих методов и устройств - получение отдельных фрагментарных данных на основе одного из выбранных методов in vivo диагностики по одному из анализируемых физических явлений (флюоресценции, оптическому поглощению, эффекту Допплера и т.д.), без учета влияния всегда присутствующих при взаимодействии оптического излучения и биологической ткани и других физических явлений и факторов, что существенно снижает эффективность, достоверность и информативность проводимой диагностики с точки зрения практической медицины.

Известна комплексная диагностическая система для оптического анализа живых биологических тканей (патент ЕР 1340452, кл. А61В 5/00, 2003), которая сочетает в себе не менее 3-х отдельных диагностических методов (флюоресцентную диагностику, допплеровскую флоуметрию, оптическую оксиметрию и т.п.) и анализирует данные каждого отдельного метода для формирования конечного диагностического результата.

Недостатком этой диагностической системы является упрощенное конструктивное решение, заключающееся в простом суммировании отдельных диагностических приборов, что позволяет осуществлять формирование результата диагностики только в виде заключения "положительный результат диагностики" (выявлено наличие патологии) или "отрицательный результат диагностики" (нет патологии), если по крайней мере два из диагностических методов дают основание для такого вывода. Т.е. в данном случае диагностика строится по упрощенному принципу "да-нет", что не позволяет врачу получать необходимую ему полную медико-биологическую информацию по функциональному и патофизиологическому состоянию биоткани, которую потенциально могут давать эти диагностические методы (параметры микроциркуляции крови, процентное содержание билирубина или оксигемоглобина в крови, наличие тканевых ферментов класса порфиринов, флавиновых дыхательных ферментов и др.).

Наиболее близким к предлагаемому является диагностический комплекс для измерения медико-биологических параметров кожи и слизистых оболочек in vivo, содержащий блок источников первичного оптического излучения с разными длинами волн излучения, систему транспортировки первичного и вторичного оптического излучения к биологической ткани и обратно, выполненную в виде жгута оптических волокон с разветвленной приборной и единой рабочей частью, торцы волокон которой размещены в одной плоскости, оптико-электронную систему регистрации вторичного оптического излучения, содержащую фотоприемники с оптическими фильтрами, полихроматор с дифракционной решеткой и устройство сбора и трансляции данных в блок обработки результатов диагностики (патент РФ №2234242, кл. А61В 5/05, 2003).

С помощью данного устройства реализуется одновременно несколько диагностических методов (спектроскопический метод, фотометрический метод, анализ допплеровского спектра и др.).

Однако эта диагностическая система, несмотря на свои значительные диагностические возможности, по результатам ее детальной конструкторской проработки, изготовления и пробной эксплуатации в клинике оказалась не лишенной ряда существенных недостатков.

Среди обнаруженных основных недостатков можно отметить следующие.

- Обязательное наличие в блоке источников излучения специального смесителя излучения, обеспечивающего сведение и ввод излучений от разных источников в одно единое оптическое волокно (объектив) системы транспортировки излучения к биоткани, которое, в свою очередь, призвано формировать одну и единую для всех используемых длин волн излучений область освещения на поверхности биоткани. Такой смеситель излучения усложняет и удорожает конструкцию, а выход его из строя сразу приводит к полной потере работоспособности всей диагностической системы в целом.

- Необходимое наличие в системе обработки сигналов двух или более одинаковых оптоэлектронных блоков, очень сложных и дорогих в изготовлении, настройке и эксплуатации. На практике добиться одинаковых технических характеристик даже для двух таких блоков из-за имеющегося технологического разброса в технических характеристиках отдельных комплектующих элементов этих блоков оказывается очень сложным, что приводит к неодинаковости их характеристик в целом и, соответственно, к возникновению ошибок в конечном диагностическом результате.

- Необходимое наличие "n" быстродействующих фотоприемников в одном из спектральных оптических блоков системы обработки сигналов, общим количеством "n", равным общему количеству длин волн источников излучения.

- Обязательное наличие сложного и многоступенчатого вычислительного алгоритма в блоке обработки результатов диагностики, который при исследовании типовых динамических процессов, например микроциркуляции крови (ритмов микроциркуляции), реализующихся в биологических тканях в частотном диапазоне 0-20 Гц и регистрируемых допплеровским методом, не позволяет проводить все вычисления в реальном масштабе времени даже на современных быстродействующих 2-ядерных персональных компьютерах. Это приводит к тому, что диагностический результат появляется с задержкой во времени, что не позволяет врачу эффективно проводить какие-либо функциональные исследования и наблюдать в динамике изменение показателей у пациента в процессе функциональных нагрузочных тестов. Кроме того, дополнительное требуемое на обработку результатов время, сверх времени проведения собственно диагностической процедуры, уменьшает общую пропускную способность диагностической системы в целом и снижает ее эффективность в практическом здравоохранении.

Все это в совокупности делает диагностическую систему малоэффективной на практике, дорогой и сложной в технической реализации и эксплуатации. Кроме того, приводит к возникновению дополнительных приборных ошибок диагностики, а сам диагностический процесс на основе этой диагностической системы оказывается лишенным одного из своих важных потребительских качеств - реального масштаба времени получения конечного диагностического результата.

Задача, поставленная авторами, направлена на устранение указанных недостатков и создание более простой, дешевой и более эффективной на практике многофункциональной лазерной медицинской диагностической системы, пригодной для решения in vivo практических диагностических задач реального времени.

Эта задача решена тем, что в диагностическом комплексе для измерения медико-биологических параметров кожи и слизистых оболочек in vivo, содержащем блок источников первичного оптического излучения с разными длинами волн излучения, систему транспортировки первичного и вторичного оптического излучения к биологической ткани и обратно соответственно, выполненную в виде жгута оптических волокон с разветвленной приборной и единой рабочей частью, оптико-электронную систему регистрации вторичного оптического излучения, содержащую фотоприемники с оптическими фильтрами, полихроматор с дифракционной решеткой и устройство сбора и трансляции данных в блок обработки результатов диагностики, предложено блок источников оптического излучения снабдить синхронизатором со встроенным генератором опорных сигналов, двоичным счетчиком импульсов и преобразователем двоичного кода в позиционный, а оптико-электронную систему регистрации вторичного излучения, состоящую из трех фотоприемников, снабдить разностным блоком формирования допплеровского сигнала, полихроматор - входным линзовым ахроматическим коллиматором и выполнить с вогнутой дифракционной решеткой. При этом систему транспортировки оптического излучения выполнить с 9 оптическими волокнами, торцы рабочей части 8 из которых разместить на равном расстоянии друг от друга по окружности вокруг центрального волокна. Входы источников излучения подключить к выходам синхронизатора с позиционным кодом, выход двоичного кода которого соединить с входом устройства сбора и трансляции данных оптико-электронной системы регистрации вторичного оптического излучения, а источники излучения подключить к оптическим волокнам, размещенным на окружности. Причем одно из волокон системы транспортировки излучения соединить с постоянно включенным источником излучения, по два смежных с ним с каждой стороны волокна соединены с источниками излучения, включающимися поочередно, каждое из волокон примыкающих к последним с обеих сторон соединить с двумя фотоприемниками, выходы которых соединить с разностным блоком формирования допплеровского сигнала, а оптическое волокно, диаметрально противоположное волокну, соединенному с постоянно включенным источником излучения, соединить с третьим фотоприемником, центральное волокно подключить к ахроматическому коллиматору полихроматора.

Кроме того, предложено, чтобы фильтры двух фотоприемников, выходы которых соединены с разностным блоком формирования допплеровского сигнала, пропускали излучение только на длине волны источника излучения, работающего непрерывно, а для третьего фотоприемника - все другие длины волн других источников излучения блока источников.

Предложено выполнение разностного блока схемы формирования допплеровского сигнала, при котором он содержит 2 фильтра переменного сигнала, два делителя напряжения и схему формирования разности двух сигналов, при этом выходы фотоприемников, соединеных с разностным блоком формирования допплеровского сигнала, подключены к соответствующему фильтру переменного сигнала и к "X" входу делителя напряжения, к другому "Y" входу которого подключен выход этого же фильтра переменного сигнала, а выходы делителей, каждый из которых формирует отношение Z=Y/X, подсоединены далее к входам схемы формирования разности двух сигналов.

Предложено оптическое волокно системы транспортировки излучения соединить с источником излучения, работающим непрерывно, а также сам этот источник выполнить одномодовыми.

Дополнительно предложено оптические волокна системы транспортировки излучения выполнить с напыленным на их оболочку металлизированным покрытием толщиной 1-100 мкм.

На фиг.1 показана схема многофукционального диагностического комплекса, на фиг.2 - схема синхронизатора работы источников излучения; на фиг.3 - схема размещения волокон в рабочей части системы транспортировки излучения; на фиг.4 - электронная схема разностного блока формирования допплеровского сигнала.

Диагностический комплекс (фиг.1) состоит из блока источников первичного (зондирующего) оптического излучения 1, системы транспортировки 2 первичного и вторичного оптического излучения к биологической ткани 3 и обратно, оптико-электронной системы регистрации вторичного оптического излучения 4 и блока обработки результатов диагностики 5.

Блок источников первичного оптического излучения 1 содержит синхронизатор работы источников излучения 6, собственно отдельные, например, лазерные источники излучения на разные длины волн 7.1, 7.2...7.n, где 2<n<6, а также стандартные оптические фокусирующие объективы 8.1, 8.2...8.n (2<n<6) для каждого источника с оптическими разъемами для подключения к ним внешнего оптического волокна. При этом синхронизатор 6 работы источников излучения выполнен по схеме (фиг.2) со встроенным стандартным внутренним генератором опорных сигналов 9, имеющим выходы постоянного сигнала 9а и сигнала опорной частоты >20 Гц 9б, двоичным счетчиком 10 с коэффициентом счета n+1, где n - количество отдельных источников излучения в блоке источников 1, а также преобразователем двоичного кода в позиционный 11. Функционально синхронизатор 6 предназначен для включения источников излучения в смешанном режиме излучения так, что один из источников излучения, своим входом подключенный к позиционному выходу синхронизатора, соединенному с выходом постоянного сигнала 9а генератора сигналов 9, оказывается работающим постоянно, а остальные источники излучения работают поочередно, а также для формирования двоичного кода номера работающего в каждый момент времени источника излучения и передачи его далее в оптико-электронную систему регистрации вторичного оптического излучения 4. Для этого синхронизатор 6 имеет соответствующий дополнительный выход двоичного кода, соединенный с выходом сигналов двоичного счетчика.

Выбор конкретных рабочих длин волн излучений, определяется задачей спектрофотометрии по выявлению наличия или отсутствия в биологической ткани тех или иных оптических поглотителей света (меланина в коже, окси- и дезоксигемоглобина в крови и т.д.). В общем случае, для определения N оптически активных поглотителей внутри ткани, как правило, требуется N+1 спектральный оптический диапазон. Кроме того, минимум один спектральный диапазон (одна длина волны) необходим для реализации метода лазерной допплеровской флоуметрии и минимум 3 длины волны необходимы для регистрации наиболее важных флюорофоров биологических тканей по их характерным спектрам флюоресценции (фосфоресценции) методом лазерной флюоресцентной спектроскопии (пиридиннуклеотидов, флавинов и порфиринов). Поскольку часть длин волн излучений (спектральных диапазонов) может использоваться одновременно для двух или более задач в предлагаемом варианте диагностического комплекса (совместно, например, для задач спектрофотометрии и флюоресцентной спектроскопии), минимально необходимым количеством излучателей можно считать - n=3, а вполне достаточным для большинства практических медицинских приложений n=5.

Например, блок источников излучения в предлагаемой конструкции диагностического комплекса может содержать n=3 лазерных источника излучения на длины волн 350 нм, 532 нм и 632 нм, с постоянно работающим источником на 632 нм, что позволяет реализовать методики лазерной допплеровской флоуметрии, флюоресцентной диагностики и оптической тканевой оксиметрии (определение процентного содержания в крови фракции оксигемоглобина). Расширенный вариант с n=5 и длинами волн источников излучения 350 нм, 405 нм, 532 нм, 632 нм и 805 нм, с постоянно работающим источником на 805 нм, позволяет дополнительно определять наличие в тканях липофусцина, меланина, общее объемное кровенаполнение тканей и т.д. Как дополнительный вариант, улучшающий помехоустойчивость и эксплуатационные качества конструкции в целом, предлагается использовать в качестве источника излучения, работающего непрерывно, высокодобротный одномодовый лазер.

Система транспортировки 2 первичного и вторичного оптического излучения к биологической ткани и обратно выполнена в виде жгута из девяти отдельных оптических волокон с разветвленной приборной частью 2а и единой рабочей частью 2б, обращенной к исследуемой биологической ткани 3. При этом в конце приборной части каждое отдельное волокно, выделенное из общего жгута, подключается с помощью стандартных оптических разъемов, например типа "SMA-705" или "FC", к входам и выходам отдельных элементов блоков 1 и 4 диагностического комплекса, как показано на фиг.1, в том числе и к выходам отдельных источников излучения, что принципиально отличает конструкцию этого узла от прототипа и снимает необходимость размещения в блоке источников излучения специального смесителя излучения. А в конце рабочей части, обращенной к биологической ткани, оптические волокна своими торцами размещены и закреплены в едином жгуте в одной плоскости так, как показано на фиг.3. 8 волокон 2.1...2.8 размещены на равном расстоянии друг от друга по окружности диаметром 1-2 мм в определенном порядке, вокруг одного центрального волокна 2.9. С каждой стороны волокна 2.3 размещены по два смежных с ним волокна 2.1, 2.2 и 2.4, 2.5, к последним с обеих сторон примыкают волокна 2.6, 2.8, волокно 2,7 размещено на окружности диаметрально противоположно волокну 2.3. Причем волокно 2.3 соединено с постоянно включенным источником излучения, волокна 2.1, 2.2 и 2.4, 2.5 соединены с источниками излучения, включающимися поочередно 7.2...7.n.

Волокна 2.1...2.5 реализуют доставку первичного излучения к биологической ткани. Волокна 2.6...2,8 и 2,9 предназначены для транспортировки вторичного оптического излучения от биологической ткани к системе регистрации вторичного излучения 4.

Такое расположение и функциональное назначение волокон позволяет иметь как одинаковые, например 2.3-2.6 и 2.3-2.8, так и разные, например 2.3-2.7 и 2.5-2.7, расстояния между областью освещения биологической ткани первичным оптическим излучением и местом сбора с нее вторичного оптического излучения, что позволяет более точно и в реальном времени реализовать далее метод регистрации и выделения допплеровских сигналов, а также оставляет возможность полностью реализовывать все алгоритмы вычислений для других диагностических методов и каналов.

Как дополнительный вариант, улучшающий помехоустойчивость и эксплуатационные качества конструкции в целом, предлагается использовать в качестве оптического волокна 2.3, передающего излучение от источника излучения, работающего непрерывно, одномодовое оптическое волокно.

Также в качестве дополнительного варианта, улучшающего помехоустойчивость системы транспортировки излучения, предлагается использовать оптические волокна с напыленным на их оболочку тонким металлизированным покрытием, толщиной 1-100 мкм, исключающим оптическую кросзасветку в системе.

Оптико-электронная система регистрации вторичного оптического излучения 4 содержит в своем составе полихроматор 12, выполненный на основе вогнутой дифракционной решетки (совмещающей в себе функции вогнутого сферического зеркала и дифракционной решетки), который в связи с этим дополнительно снабжен входным линзовым ахроматическим коллиматором 13 для сопряжения оптического волокна с оптической схемой полихроматора, усилитель-формирователь сигналов с полихроматора 14, обеспечивающий формирование сигналов в виде функциональной зависимости "амплитуда - длина волны" для методик лазерной оптической спектроскопии и флюоресцентной диагностики, три отдельных фотоприемника 15.1-15.3, например три кремневых фотодиода с соответствующими фильтрами и оптическими разъемами 16.1-16.3 для подключения волокон от системы транспортировки вторичного оптического излучения 2 от биологической ткани, усилитель-формирователь сигналов спектрофотометрического метода диагностики 17, разностный блок формирования допплеровского сигнала 18 и устройство сбора и трансляции данных 19 в блок обработки результатов диагностики 5. При этом к входу фотоприемника, соединенного с усилителем-формирователем сигналов спектрофотометрического метода диагностики 17, подключается оптическое волокно, размещенное в рабочей части системы транспортировки 2 2.7, к входам двух фотоприемников, соединенных с разностным блоком 18, подключаются волокна 2.8 и 2.6 (фиг.3), а к входу ахроматического коллиматора полихроматора 13 - оптическое волокно, расположенное в центре жгута 2.9. Устройство сбора и трансляции данных 19 представляет собой стандартное микропроцессорное устройство, позволяющее собирать и накапливать аналоговые электрические данные с блоков 14, 17, 18, переводить их в цифровую форму, формировать кодовые посылки с привязкой к данным от синхронизатора 6 блока источников излучения и т.д., а также передавать их в формате компьютерных сигналов по стандартным шинам интерфейса (СОМ-порт, USB-порт и др.) в блок обработки результатов диагностики 5.

Сам блок обработки результатов диагностики 5 представляет собой стандартный персональный компьютер или любой специализированный компьютер с соответствующим программным обеспечением.

В качестве варианта конструкции разностного блока формирования допплеровского сигнала 18 использована электронная схема (фиг.4), содержащая 2 фильтра переменного сигнала 20.1 и 20.2, выделяющие сигналы в полосе допплеровского сдвига частот на движущихся форменных элементах крови (100 Гц - 20 кГц), два делителя напряжения 21.1 и 21.2 и собственно схему формирования разности двух сигналов 22. При этом выход каждого из двух фотоприемников 15.2 и 15.3, подключенных к ее входу, внутри нее подключен сначала к соответствующему фильтру переменного сигнала 20 и одновременно к "X" входу делителя напряжения 21, к другому "Y" входу которого подключен выход этого же фильтра переменного сигнала, а выходы делителей, каждый из которых формирует отношение Z=Y/X, подсоединены уже далее ко входам схемы формирования разности двух сигналов 22. Это позволяет, в отличие от прототипа, часть функций по формированию и обработке наиболее сложного допплеровского сигнала возложить на аппаратные средства устройства, существенно освобождая вычислительные ресурсы блока 5 для более высокоуровневой обработки данных, т.е. это конструктивное решение позволяет экономить время на вычислениях, увеличивает быстродействие всей системы в целом и придает ей, в отличие от прототипа, свойства системы реального времени.

Как дополнительный вариант выполнения оптико-электронной системы регистрации вторичного оптического излучения 4, улучшающий помехоустойчивость и эксплуатационные качества конструкции в целом, предлагается вариант конструкции, когда перед каждым из 3-х отдельных фотоприемников оптико-электронной системы регистрации вторичного оптического излучения устанавливаются такие оптические фильтры 16.1-16.3 с оптическими разъемами, которые пропускают излучение для двух фотоприемников 15.2-15.3, соединенных с разностным блоком 18 формирования допплеровского сигнала, только на длине волны источника излучения, работающего непрерывно, а для третьего фотоприемника 15.1 - все другие длины волн, других источников излучения блока источников 1, кроме длины волны источника, работающего непрерывно.

Диагностический комплекс в такой конфигурации в целом работает следующим образом.

Синхронизатор 6 включает источники 7 в режиме, когда один источник работает непрерывно, а остальные - поочередно, и формирует двоичный код работающего в каждый момент времени источника излучения, передавая его в устройство сбора и трансляции данных 19. Излучение источников через систему транспортировки 2 поступает к биологической ткани 3, а вторичное излучение от биологической ткани - в оптико-электронную систему регистрации вторичного оптического излучения 4.

Для формирования данных для метода спектроскопии и лазерной флюоресцентной диагностики часть зарегистрированного вторичного излучения поступает через ахроматический коллиматор 13, формирующий от оптического волокна 2.9 параллельный пучок света, в полихроматор 12, где вогнутой дифракционной решеткой разлагается в спектр и весь спектр далее регистрируется стандартным образом линейкой фотоприемников на основе, например, ПЗС-структур. Электрические сигналы с ПЗС-фотоприемника затем усиливаются блоком 14, фильтруются и с привязкой зарегистрированной плотности мощности излучения к длине волны света в диапазоне 300-1000 нм передаются в устройство 19.

Данные для метода абсорбционной спектрофотометрии и спектрофотометрии рассеяния формируются с помощью оптического волокна 2.7, фотоприемника 15.1 и блока 17. При этом для трех разных источников излучения, с разными длинами волн первичного (зондирующего) излучения, подключенных к оптическим волокнам 2.1-2.3 (или 2.3-2.5), регистрация вторичного оптического излучения от биоткани оптическим волокном 2.7 будет происходить на разных расстояниях от точки освещения биоткани, что полностью позволяет аппаратно реализовать метод спектрофотометрии в части определения всех рассеивающих и поглощающих свойств биоткани, но более простыми аппаратными средствами, чем заложены в прототип, а также и все вычислительные алгоритмы, заложенные в прототип по этому методу. Причем поочередная работа всех источников излучения, за исключением одного, с одним пустым циклом, когда все они оказываются выключенными, позволяет для регистрации вторичного оптического излучения от биоткани в этом методе использовать лишь один фотоприемник.

Сигнал допплеровского спектра (метод лазерной допплеровской флоуметрии) в предлагаемой конструкции диагностического комплекса непрерывно и аппаратно регистрируется (формируется) при непрерывной работе одного из источников излучения с помощью приемных оптических волокон 2.6 и 2.8, фотоприемников 15.2-15.3 и разностного блока 18. Одинаковые расстояния приемных волокон 2.6 и 2.8 от оптического волокна 2.3 с первичным зондирующим излучением позволяют сразу разностным методом аппаратно выделять несинхронные колебания в сигналах, вызванные рассеянием света на подвижных элементах среды (форменных элементах крови) и допплеровским сдвигом первичного спектра излучения. Окончательный сбор, формирование и перевод сигналов с привязкой к длинам волн работающих источников излучения в форму стандартных компьютерных сигналов осуществляется в устройстве 19 системы 4. Использование в качестве устройства 19 современных стандартных микропроцессорных контроллеров позволяет формировать практически любые компьютерные сигналы, в том числе и для протокола обмена данными через стандартный порт "USB", что еще более увеличивает быстродействие и пропускную способность всей системы в целом.

Окончательная обработка данных в форме компьютерных сигналов происходит в блоке обработки результатов диагностики 5 по известным программам и алгоритмам, аналогичным описанным в патентах на аналоги изобретения (например, патент RU 2234853) или в патенте на прототип. Эти программы и алгоритмы в целом известны и не являются предметом данного изобретения.

Такая идеология и конструкция диагностического комплекса позволяет создать многофункциональную in vivo диагностическую систему реального времени, причем существенно более простыми аппаратными средствами и с гораздо большей помехоустойчивостью, чем это выполнено в прототипе устройства. Эта конструкция, как описано выше, устраняет все конструктивные недостатки прототипа, более надежна в работе, обладает более высокой точностью при диагностике и пригодна для решения практических задач медицины.