автореферат диссертации по приборостроению, метрологии и информационно-измерительным приборам и системам, 05.11.15, диссертация на тему:Закономерности взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью, создание на их основе специализированного биофотометра

ВВЕДЕНИЕ

ГЛАВА I. Анализ современных достижений лазерной клинической биоспектрофотометрии.

1.1. Состояние проблемы взаимодействия лазерного излучения с биообъектами.

1.2. Теоретические методы исследования взаимодействия лазерного излучения с биологическими объектами.

1.3. Экспериментальные методы биофотометрии. Конструкции биофотометров.

1.4. О метрологическом обеспечении биофотометрии Выводы к главе

ГЛАВА П. Экспериментальные клинические исследования взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью на спектроанализаторе ЛЭСА

2.1. Методика и аппаратура при проведении клинических исследований. 28

2.2. Разработка методов калибровки аппаратуры. 32

2.3. Применение лазерной биоспектрофотометрии для диагностики поверхностных онкологических заболевании. ^ 35

2.4. Эндоскопические исследования эрозивно-язвенных поражений желудочно-кишечного тракта. 41

2.5. Анализ экспериментальных данных. 49-51 Выводы к главе

ГЛАВА Ш. Разработка количественных критериев результатов диагностики

3.1. Анализ подходов к обработке биофотометрической информации. 53

3.2. Оценка основных погрешностей биофотометрической диагностики. 56

3.3. Коэффициенты флюоресцентной и биофотометрической контрастности. 60

3.4. Статистический анализ погрешностей коэффициента флюоресценции, модифицированного коэффициента флюоресцентной контрастности и коэффициента биофотометрической контрастности. 62-68 Выводы к главе

ГЛАВА IV. Обоснование и расчет конструктивных параметров специализированного биофотометра.

4.1. Научно-обоснованные медико-технические и метрологические требования к биофотометру. 70

4.2. Разработка конструкции специализированного биофотометра. 73

4.3. Конструктивные параметры биофотометра. 80-92 Выводы к главе

Использование в медицине лазерного излучения для лечения различных заболеваний началось два десятилетия назад после освоения серийного производства лазерных оптических генераторов.

Биологическая ткань достаточно сложна, поэтому общая картина взаимодействия низкоинтенсивного лазерного излучения в световом диапазоне от ультрафиолетового до инфракрасного с биологическими тканями и жидкостями далека от завершения в смысле строгого научного обоснования и понимания всех механизмов действия лазерного излучения на биоткань. Пока несомненно лишь одно - лазерное излучение обладает самым разнообразным, многофакторным воздействием на биоткань. Особенности и степень его воздействия зависят от геометрии излучения, его энергетических, спектральных и временных характеристик, а также от оптических и других биофизических свойств самой ткани.

В настоящее время методы лазерной медицины используются в хирургии, терапии, стоматологии, офтальмологии, гинекологии, педиатрии, ветеринарии и других областях медицины [1-14]. Особую актуальность приобрела лазерная медицина после того, как для лечения онкологических заболеваний был предложен эффективный метод фотодинамической терапии, использующий возможность селективного спектрального воздействия лазерного излучения на фотоакцепторы опухолевых клеток [15,16].

Одним из перспективных направлений на сегодняшний день в лазерной медицине является лазерная оптическая диагностика (ЛОД - диагностика). Она способна дополнить существующие методы лабораторного клинического анализа и может использоваться в самых различных областях медицины - хирургии, онкологии, эндоскопии, урологии.

Это направление предполагает использование низкоинтенсивного лазерного излучения для зондирования тканей и органов с целью получения по отраженному (рассеянному) сигналу диагностической информации о состоянии обследуемого органа. Преимущества его очевидны. Оно является немедикаментозным, неинвазивным способом воздействия, обладает широким спектральным диапазоном, канализацией энергии по световодным каналам, возможностью электронного компьютерного контроля и другими преимуществами. [17,18].

Основополагающими работами отечественных авторов в этой области явились работы В. В. Приезжева, В. В. Тучина, Н. Д. Девяткова, О. К. Скобелкина, А. Р. Евстигнеева, М. Т. Александрова, В. Б. Лощенова, В. В. Черного, Д. А. Рогаткина и др., которые позволили, в основном, сформулировать основные преимущества и проблемы лазерной медицинской диагностики и наметить пути их решения.

Проведенный анализ зарубежной литературы показал, что учеными разных стран (Т. Flock, В. Wilson, G. Yoon и др.) делаются попытки на основе экспериментальных данных вычислить оптические характеристики среды с привлечением теоретического аппарата теории рассеяния [19-24]. Но количественные показатели оптических коэффициентов изменяются в широких пределах, данные авторов трудно сопоставить и анализировать. Поэтому исследования в области ЛОД - диагностики актуальны и необходимы, особенно в условиях клиники in vivo.

Одной из проблем ЛОД-диагностики является несовершенство диагностической аппаратуры и отсутствие ее метрологического обеспечения.

До настоящего времени методы и аппаратура лазерной диагностики являются уникальными и изготовлены в единичных экземплярах. Широкому внедрению диагностических методов в клиническую практику препятствует ряд причин, главные из которых следующие:

1. Отсутствие специализированной аппаратуры. В настоящее время в клиниках используется аппаратура, применяемая в смежных отраслях науки и техники, что снижает точность диагностической ¡информации;

2. Отсутствие единой фотометрической терминологии. Сегодняшние литературные данные по лазерной медицине противоречивы и не позволяют однозначно трактовать результаты исследований;

3. Недостаточное внимание уделяется метрологическому обеспечению диагностической аппаратуры.

Основой успешного развития ЛОД-диагностики должно быть обеспечение ее средствами и методами, гарантирующими достоверность и единство измерений. Источниками, на которых базируется система единства измерений, является строгая терминология, отчетливая классификация средств и методов измерения, научная обоснованность методов испытаний и поверки.

Диагностические исследования представляют собой сложный информационно-измерительный процесс. И от того, насколько достоверной и сопоставимой является информация, зависит конечный результат исследований. Метрологически обоснованные, стандартизованные измерительные технологии позволяют значительно поднять средний уровень практической медицины.

Целью данной работы является разработка научно-обоснованных критериев оценки технических и метрологических параметров лазерных диагностических приборов в медицине.

Цель работы определяет ее задачи:

1. Анализ существующих'методов лазерной оптической диагностики;

2. Экспериментальное определение эффективных параметров объекта исследования;

3. Разработка количественных критериев оценки результатов диагностики;

4. Формулировка требований к техническим параметрам диагностического прибора;

5. Разработка методов калибровки прибора;

6. Создание конструкции специализированного биофотометра;

7. Исследование основных источников возникновения погрешностей и разработка методов их уменьшения.

Научная новизна работы.

1. Проведены экспериментальные ктинические медико-технические исследования взаимодействия лазерного излучения с биотканью.

2. Предложены количественные критерии оценки результатов диагностики.

3. Разработаны научно-обоснованные требования к диагностическому прибору.

4. Разработан метод калибровки биофотометра.

5. Создана конструкция специализированного биофотометра.

6. В результате проведенной научной работы разработаны методы повышения точности диагностической аппаратуры.

7. Новизна полученных технических решений защищена патентами РФ.

Материалы и методы:

В экспериментальном плане проводились медико - биологические и клинические исследования, в частности, спектральных коэффициентов отражения и флюоресценции в норме и при различных патологиях в мягких тканях. Для получения точных количественных критериев использовалась авторская методика учета индивидуальных оптических параметров объекта исследования.

Практическая ценность работы:

Разработанная конструкция биофотометра является главным элементом комплексной лазерной диагностической установки, обеспечивающей широкий диапазон применения в практике онкологических, дерматологических, профпатологических и др. клиник и пригодной для оснащения диагностических кабинетов подобных клиник.

Методики диагностики с использованием специализированного биофотометра в настоящее время реально внедряются в практику отечественного здравоохранения и часть из них уже прошла утверждение в Минздраве РФ.

Положения, выносимые на защиту.

1. Результаты экспериментальных клинических исследований взаимодействия лазерного излучения с биотканью.

2. Количественные критерии оценки результатов диагностики.

3. Результаты исследований источников возникновения погрешностей и разработка методов их уменьшения.

4. Научно-обоснованные медико-технические требования к специализированному биофотометру.

5. Метод калибровки биофотометра.

6. Конструкция специализированного биофотометра, защищенная патентом РФ. Апробация работы.

Основные положения диссертации опубликованы в 20 научных работах и доложены:

1. на семинарах МОНИКИ, ИВТ РАН, ИОФ РАН, РНМЦ ЛМ, МГИЭМ;

2. на первой республиканской научно - практической конференции по функциональной диагностике 8-10 октября 1996 г., Москва, МОНИКИ;

Выводы к главе 3.

1. Исследованы основные источники возникновения погрешностей и разработаны методы их уменьшения.

2. Относительная погрешность биофотометрических измерений при переходе от идеального рассеивателя к патологической области увеличивается от 5 % до 34 %. Это связано, очевидно, со структурными и функциональными особенностями опухолевого процесса биологической ткани.

3. Модифицированные коэффициенты К{- и Кб оказываются диагностически более чувствительными к наличию патологий, т. е. количественные параметры К^ и Кб имеют большую метрологическую надежность.

4. Проведенный статистический анализ удобно применять при метрологической аттестации и унификации любой используемой биофотометрической аппаратуры. Это дает возможность сделать сопоставимыми измерения, выполненные в разных клиниках и на разных установках.

Глава 4. Обоснование и расчет конструктивных параметров специализированного биофотометра.

4.1. Медико - технические и метрологические требования к прибору.

Обзор литературы и экспериментальные исследования по взаимодействию лазерного излучения с биообъектом и ответной реакции биоткани на это излучение позволили выявить основные недостатки существующих ныне биофотометрических устройств и определить задачи диагностики, которые может решать новый многофункциональный прибор.

Остановимся на основных недостатках существующих ныне биофотометров.

Основным интегрирующим элементом прибора является сфера, в которой происходит многократное диффузное переотражение излучения и его усреднение. Обзор литературных данных, приведенный в главе I показал, что погрешность измерений в фотометрической сфере связана с наличием у неё неоднородностей поверхности—прорезанных . окон для приемника, излучателя и измеряемого образца. Уменьшение погрешности измерений связано с увеличением диаметра сферы и уменьшением размеров входного отверстия. Таким образом, фотометрическую сферу приходится выполнять достаточно большого дийметра, что очень неудобно в реальной медицинской практике. Уменьшение же размеров входного отверстия приводит к погрешности измерений. Биообъект является сильно рассеивающей средой, и для достижения точной диагностической информации, необходимо всю патологическую область биоткани охватить фотометрической сферой. А для этого опя ь нужно увеличивать диаметр сферы [18].

В главе 2 было отмечено, что имеющиеся в настоящее время биофотометры используются для регистрации коэффициента отражения без учета явления флюоресценции.

Современные биофотометры, применяющиеся в данный момент в клинической практике, не позволяют анализировать флюоресцентное излучение, которое несет наиболее полную информацию о степени патологии биологической ткани. По интенсивности флюоресцентной составляющей можно более точно определить границы патологического очага, стадию патологии, а также следить за динамикой процесса лечения пациента.

В настоящее время во многих медицинских учреждениях применяются спектрофотометры, анализирующие излучение в широком диапазоне длин волн. В этом случае анализируется и флюоресцентная составляющая отраженного лазерного излучения, что очень важно для диагностических исследований. При этом исследование патологической области биоткани ведется по точкам, и часть диагностической информации теряется, что ведет к погрешности результатов измерений.

В главе П1 были исследованы и другие источники возникновения погрешности измерений диагностической биоспектрофотометрической аппаратуры. При диагностических исследованиях взаимодействие лазерного излучения с биообъектом происходит с помощью ручного подведения торца световода к участку обследуемой ткани до "легкого контакта", т. е. световод касается биоткани, но не надавливает на неё. Неопределенность углового положения световода и понятия "легкий контакт" приводит к возникновению субъективной погрешности измерения.

Основной идеей устранения недостатков существующих ныне биофотометров может быть объединение конструктивных особенностей, биоспектрофотометрической аппаратуры. Дальнейшие планы связаны с разработкой и внедрением в практику здравоохранения универсальных лазерных диагностических комплексов, способных работать в любой районной поликлинике [18].

Круг задач, которые можно решить с помощью специализированного многофункционального прибора:

1. Более точное определение коэффициента отражения (с учетом обратного рассеяния от биообъекта).

2. Определение наличия или отсутствия патологии.

3. Определение степени тяжести патологии.

4. Определение локализации очага патологии.

Для устранения недостатков существующих ныне биофотометров были предложены следующие конструкторские изменения. Было предложено:

1. Заменить шаровой интегратор интегратором другого вида.

2. Ввести регулируемую диафрагму, уточняющую размеры и учитывающую всю площадь пятна рассеяния патологической области биоткани.

3. Установить второй фотоприемник, обеспечивающий прием и регистрацию коэффициента отражения на длине волны флюоресцентной составляющей.

4. Применить фильтрующую систему, установленную при фотоприемных устройствах. Данная система позволит делить излучение на чисто отраженную волну и флюоресцентную составляющую.

5. Обеспечить фиксацию излучения от лазерного источника к биоткани с помощью устройства линейного перемещения световода.

Взаимодействие излучения с патологической областью биоткани происходит методом касания торца световода и участка обследуемой ткани.

6.Снабдить цилиндрический корпус съемным кольцевым уплотнением для соблюдения стерильности при соприкосновении элементов прибора с пациентом.

4.2. Разработка конструкции специализированного биофотометра. Вышеперечисленные требования позволили создать более совершенную конструкцию биофотометра, технические параметры которого защищены патентом РФ.

Основным элементом прибора является плоский интегрирующий слой. Учитывая недостатки сферических интеграторов, нами был предложен плоский объемно - рассеивающий интегратор, состоящий из светорассеивающей пластины. В отличие от сферы, в которой интегрирование происходит за счет многократного переотражения и создания равномерной освещенности, в плоском интеграторе равномерная освещенность на его поверхности достигается за счет многократного рассеяния излучения. Основными и наиболее распространеными диффузно - рассеивающими элементами являются плоские молочные- стекла.

Интегрирующая светорассеивающая пластина и регулируемая диафрагма установлены соосно в цилиндрическом корпусе. На верхнем торце цилиндрического корпуса жестко установлена крышка. Назначение корпуса-защита элементов от воздействия внешнего излучения. Для обеспечения механической прочности корпус с установленной на нем крышкой должен быть металлическим. В нижнем торце цилиндрического корпуса закреплено кольцевое уплотнение.

В отверстиях крышки корпуса установлены два фотоприемных устройства, обеспечивающих прием излучения и приобразование его в электрический сигнал.

Фотоприемники снабжены светофильтрами, один приёмник - узкополосным и нейтральным, оставляющими чисто отраженную волну лазерного излучения, второй приемник - обрезающим светофильтром, пропускающим только флюоресцентную компоненту лазерного излучения от биологической ткани.

В центральном отверстии крышки закреплено светоподводящее устройство со световодом внутри. Нижний конец этого устройства установлен в отверстии светорассеивающей пластины и диафрагмы.

На рис. 4.2 изображена блок - схема устройства для диагностики состояния биологической ткани.

Устройство содержит источник лазерного излучения 1 со световодом 2, фотометрическую головку 3 с фотоприемниками 4 и 6, усилители 5, коммутатор 8, АЦП 9 и компьютер 10.

Биофотометр работает следующим образом. Излучение от лазерного источника 1 через световод 2 поступает к биологической ткани и легко касается её. С помощью регулируемой диафрагмы 11 устанавливается диаметр участка света, рассеянного от биологической ткани, и определяется площадь рассеянного от биоткани пятна. Далее рассеянный свет интегрируется, пройдя через свето-рассеивающую пластину 12, и попадает в узкополосный 13 и нейтральный 14 светофильтры, а также в обрезающий светофильтр 15. Пройдя через узкополосный 13 и нейтральный 14 светофильтры, оставляющие чисто отраженную волну лазерного излучения, свет регистрируется фотоприемником 4. Пройдя через обрезающий светофильтр 15, пропускающий только флюоресцентную компоненту излучения от биологической ткани, свет регистрируется фотоприемником 6. Электрический сигнал с фотоприемников 4 и 6 усиливается усилителями 5 и поступает на коммутатор 8, обеспечивающий коммутацию и поочередное прохождение сигнала на блок аналого-цифрового преобразователя 9. Цифровой код после АЦП через интерфейсную плату поступает в компьютер 10, который производит преобразование, запись, хранение и математическую обработку поступающих сигналов с целью определения коэффициентов отражения биологической ткани в норме и при патологии, причем общий коэффициент отражения есть сумма коэффициентов отражения и флюоресцентной компоненты излучения от биологического объекта. Значение коэффициента отражения сравнивается со значением коэффициента отражения образца сравнения, в нашем случае, с фторопластовой пластиной, коэффициент отражения которой известен заранее. По суммарному коэффициенту отражения определяется стадия патологии, а также производится диагностика заболевания. Новизна технических решений прибора защищена патентом РФ [83].

4.3 Конструктивные параметры прибора.

4.3.1. Диаметр и высота цилиндрического корпуса.

Специальных требований на форму корпуса не накладывается. За основу принят цилиндр с тонкими стенками толщиной 1-2 мм, изготовленный из легкого материала. Диаметр корпуса биофотометрической головки определяется размерами патологических пятен рассеяния биоткани. Из результатов исследований, приведенных в главе 2 видно, что, с учетом ореола рассеяния, возникающего вокруг биоткани при взаимодействии ее с лазерным излучением, диаметр патологического пятна составляет 4 - 5 см. Внутренний диаметр корпуса будет равен диаметру устройства открывания диафрагмы ё = 50 мм. Толщина крышки корпуса складывается из размера фотодиода и толщины фильтров.

Высота корпуса прибора должна быть минимальной и определяться толщиной плоского интегрирующего слоя, размерами приемников со светофильтрами и диафрагмой.

Для того, чтобы усредненное интегрирующим слоем излучение от патологического пятна биоткани без изменений попадало на фотоприемники, предлагается внутреннюю поверхность корпуса покрыть диффузным светорассеивающим материалом.

При выборе материала покрытия учитывались 3 условия: 1 - материал не должен давать флюоресценции, 2 - погрешность измерений, появление которой возможно из-за несовершенства отражающих свойств материала, должна быть минимальной, 3 - материал должен быть недорогим. Было предложено использовать эмали АК - 512 с коэффициентом интегрального диффузного отражения К = 83 % и 2. эмаль АК -573 с коэффициентом отражения К = 87 %. По своим эксплуатационным свойствам нам подходят оба этих покрытия. Они устойчивы к внешним воздействиям, обладают достаточной прочностью, работают в большом диапазоне температур от -50°С до+60°С.

4.3.2. Светоподводящее устройство .

Лазерное излучение поступает к биообъекту с помощью осветительного световода, помещенного внутри направляющей трубки, позволяющей линейно передвигать световод до контакта с биообъектом. Условием выбора диаметра световода является тот факт, что после взаимодействия лазерного излучения с биотканью, некоторая часть отраженного от неё излучения уходит обратно в световод и не попадает на фотоприемные устройства. Поэтому внешний диаметр световода должен быть минимальным. Для удешевления конструкции был выбран обычный кварцевый световод с диаметром световедущей жилы 0=200 мкм и внешним диаметром равным 300-400 мкм.

Для уменьшения погрешности измерений и снятия такого субъективного фактора, как неопределенность углового положения световода при контакте с биообъектом, световод помещен в устройство его линейного передвижения.

Для устранения субъективной погрешности при контакте световода с биообъектом, а именно, устранения такого субъективного фактора, как «легкий контакт», отмеченного в главе 3, в данном случае предложено при измерениях устанавливать головку биофотометра на ткань и за счет паспортизованного (стандартизованного) веса головки иметь при всех измерениях одинаковое условие контакта и давления на биоткань. Было рассчитано давление, которое оказывает биофотометр на ткань. Для представленной головки, согласно расчету, оно составило 150 Па, что значительно меньше, чем давление, при котором могут меняться свойства биоткани.

4.3.3. Фотоприемное устройство.

Фотоприемное устройство должно фиксировать два независимых сигнала, которые сравниваются между собой отраженный сигнал на длине волны лазерного излучения и интегрированный сигнал флюоресцентного отклика. Фотоприемные устройства должны регистрировать излучение с а=0,63 мкм до А,=1,0 мкм. Таким условиям удовлетворяет фотодиод ФД - 20 - 30 К с габаритными размерами Д = 7 , 2 мм и высотой h = 4,2 мм , воспринимающий излучение в пределах Х= 0,4-1,2 мкм с относительной чувствительностью 90 % при А.тах= 0,9 мкм, что выходит за пределы видимой области. Рабочее напряжение фотодиода 5 В, пороговая чувствительность составляет 0,2 * 10"12 Вт.

Время срабатывания т=1,8*10"6с. Фотоприемник может работать при относительной влажности до 98 % .

4.3.4. Оптические фильтры.

Два симметрично расположенных фотоприемника выполняют различные функции. Один фотоприемник фиксирует составляющую на длине волны лазерного излучения, второй - составляющую на длине волны флюоресценции. Для выделения первой составляющей используется полосовой фильтр с узкой полосой пропускания в пределах 20 ангстрем на длине волны, зондирующего излучения с П-образной характеристикой и пачка нейтральных фильтров, служащих для снижения интенсивности до интенсивности флюоресцентной составляющей с практически линейной характеристикой Х>0,63 мкм, НС-12, толщиной 1 мм и коэффициентом пропускания К=0,1. Пачка из 5 фильтров дает снижение интенсивности на 5 порядков. Крылья пропускания в коротковолновой области снимаются обычным прозрачным стеклом. Длинноволновая составляющая выходит за пределы длин волн флюоресценции и не учитывается. Для анализа составляющей на длине волны флюоресценции используется обрезающий фильтр КС - 17, толщиной 3 мм и коэффициентом пропускания, близким к 1 с линейной характеристикой для X > 0,63 мкм. Фильтр практически не пропускает длины волны менее 0,63 мкм, пропуская лишь флюоресцентное излучение.

4.3.5. Выбор диафрагмы.

Из экспериментальных данных была выбрана ирисовая диафрагма, со следующими характеристиками:

D max = 36 мм, D min = 2,2 мм. Количество лепестков = 14. Ирисовая диафрагма N=11 имеет черное матовое покрытие и не нуждается в окрашивании.

4.3.6. Выбор и обоснование параметров плоского интегратора.

Наибольшую трудность вызвало обоснование параметров рассеивателя анализируемого излучения. В литературе нами не найдено точных расчетов оптических свойств молочных стекол. Характеристики стекол, как правило, выбираются экспериментально. Меняя плотность рассеивающих частиц в молочных стеклах, добиваются различных коэффициентов рассеяния.

По своим свойствам и назначению светорассеивающие стекла разделены на три типа:

1. стекла для диффузного отражения света , 2. стекла для диффузного пропускания света, диффузно рассеивающие проходящий через них свет 3. стекла для образцов мутности.

Стекла первого типа применяются для изготовления непрозрачных деталей, диффузно-отражающих направленный на них свет. Применяются такие стекла в фотометрах, спектрофотометрах. Стекла второго типа используются для изготовления деталей диффузно-рассеивающих проходящий через них свет. Третий тип стекол используется при изготовлении образцов и рабочих эталонов мутности [81].

В нашем случае плоский интегратор нужен для усреднения излучения. Если в сфере усреднение происходит за счет многократного отражения от стенок сферы, то в плоском интеграторе усреднение происходит за счет рассеяния света на коллоидных частицах молочного стекла.

Задача усложняется тем, что распределение интенсивности отклика ткани на практически точечное лазерное облучение имеет вид гауссианы рассеяния, которая в динамике облучения меняется из-за изменения характеристик биоткани. Со временем дисперсия гауссианы увеличивается от малой величины близкой к нулю до некоторой максимальной величины. Гауссиана никогда не' становится плоскостью, параллельной ткани. Иначе говоря, интенсивность отклика от пятна ткани уменьшается от центра к краям.

Для нашего случая наиболее подходящим является стекло МС - 23, с коэффициентом пропускания 0,91. При участии автора была создана установка для экспериментального определения толщины интегратора.

4.3.7. Установка для экспериментального определения толщины плоского интегратора.

На рис.4.4. показана блок-схема установки. Установка работает следующим образом: лазерное излучение от источника 1. через модулятор 2 и диафрагму 3 с диаметром отверстия, равным 1 мм. попадает на исследуемый образец 5, расположенный на котировочном столике 4. Световод 7, закрепленный на столике 6 с микрометрическим винтом, шаг которого равен 1 мм, плотно касается поверхности образца. Перемещая световод вдоль образца от центра к периферии, можно регистрировать интенсивность рассеянного излучения, которое воспринимается фотоприемником 8 и регистрируется нановольтметром.

На рисунке 4.5. представлены кривые интенсивности лазерного излучения, прошедшего через фторопластовые образцы различной толщины и через стекло МС-23. Из рисунка видно, что рассеяние от фторопласта не зависит от толщины образцов. Стекло МС-23 значительнее рассеивает лазерное излучение, чем фторопластовая пластина.

На рисунке 4.6 показаны гауссианы рассеяния от биобъекта и после плоского интегратора.

Рис4.6 Кривая интенсивности лазерного излучения, прошедшего через биообъект и стекло МС-23 толщиной 4 см.

1. После биоткани.

2. После стекла.

Приведенные эксперименты обоснованно позволяют выбрать необходимое молочное стекло марки МС-23 толщиной 4-5 см, что оказывается близко к значению диаметра пятна рассеяния излучения на биоткани по уровню 0,9 то есть

Ь (4.4) где:

Ь - толщина стекла,

II - диаметр пятна рассеяния.

Общий вид биофотометра показан на рисунке 4.7.

Рис. 4.7 Общий вид биофотометра.

Заключение

1. Проведены экспериментально-клинические медико-технические исследования взаимодействия диагностического лазерного излучения с биотканью в норме и при различных патологиях. Анализ экспериментальных результатов показал, что: а) объект исследования - биоткань представляет собой сложную неоднородную систему, часто меняющую свои параметры в результате взаимодействия с лазерным излучением. б) для цели диагностических исследований информативными характеристиками являются коэффициент отражения с учетом обратного рассеяния от биоткани и коэффициент флюоресценции. Эти коэффициенты и выбраны объектами измерений.

2. Определены задачи диагностики, которые могут быть решены на основе специализированного биофотометра, такие как: а) определение наличия или отсутствия патологии б) определение степени тяжести патологии в) площади распространения г) локализации очага патологии

3. Для оценки результатов диагностических исследований предложен количественный критерий в виде модифицированного коэффициента флюоресцентной контрастности. Проведен методологический анализ данного критерия и показано, что он имеет большую метрологическую надежность.

4. Исследованы основные источники возникновения погрешности, связанные с природой объекта, характером взаимодействия объекта и измерительного прибора, самого устройства первичного съема информации и последующей обработки. Предложены методы уменьшения погрешностей.

5. Проведенный статистический анализ погрешностей диагностического устройства показал, что при работе с образцом сравнения относительная погрешность составляет 5%. При переходе к биологическим интактным и опухолевым тканям относительная погрешность увеличивается с 5% до 34%. Это связано, очевидно, со структурными и функциональными особенностями опухолевого процесса в биологической тканой.

6 Разработаны научно-обоснованные требования к медико-техническим метрологическим и эксплуатационным параметрам специализированного биофотометра.

7 Разработан, сконструирован и изготовлен специализированный биофотометр, который проходит испытания в МОНИКИ.

8 Разработаны метод и устройство предциагностической калибровки биофотометра.

9. Разработаны практические медицинские методики диагностики, которые утверждены МЗ РФ и находятся в стадии их внедрения в клиническую практику.

1. Александров М. Т. Разработка методов лазерной биофотометрии для диагностики и лечения хирургических заболеваний. Автореф. дисс. на соиск. уч. ст. д. м. н. М.:, МОНИКИ, 1992, - 154 с.

2. Жаров В. П., Зубов Б. В., Чеботарева Г. П. Импульсная фотометрическая радиометрия биологических тканей./ Тез. докл. 8 Международной конференции по когерентной оптике. Минск.:, 1988, - с. 412 - 413.

3. Лазеры в клинической медицине./ Под ред. С. Д. Плетнева Москва.:, Медицина, 1981.

4. Прохончуков А. А., Жижина Н. А. Лазеры в стоматологии, Москва., Медицина, 1986.

5. Гамалея Н. Ф. Лазеры в эксперименте и клинике. Москва.:, Медицина, 1972.

6. Илларионов В. Е. Основы лазерной терапии. Москва.:, Изд-во Респект, 1992.

7. Коше лев В. Н. Лазеры в лечении ран./ Изд-во Саратовского университета, 1980, 225 с

8. Лазеры в хирургии./ Под ред. О. К. Скобелкина, Москва.:, 1989.

9. Kam Т. I. Special issue on lasers in biology and medicine /IEEE G. Quantum Electr., 1987, v. 23, p. 1701-1855.

10. Тучин В. В. Взаимодействие лазерного излучения с биологическими тканями./ Лазерная физика, 1994 вып. 3, с, 93 - 102.

11. Девятков Н. Д., Зубкова С. М., Лапрун И. Б./ Физико химические механизмы биологического действия лазерного излучения.// Успехи современной биологии, - т. 103, - вып. I, - 1987, - с. 31-40.

12. Данилова И. Н., Миненков А. А. Изучение лечебных возможностей монохроматического когерентного излучения гелий неонового лазера.// Гигиенические аспекты использования лазерного излучения в народном хозяйстве. - Москва.:, - 1982, - с. 78-79.

13. Керин В. В., Гелебицкий Е. В. Использование низкоэнергетического лазерного излучения в комплексном лечении язвенной болезни желудка.// Терапевтический архив. 1984., - т. 56, - вып. 2, - с. 46 - 48.

14. Wilson В. S., Patterson М. S., Burns М. Effect of photosensitizer concentration in tissue on the penetration depth of photoactivating light /Las. Med. Seien., 1986, v.l, p. 235-244.

15. Рогаткин Д. А., Моисеева Л. Г., Барыбин В. Ф., Черный В. В. Современные методы лазерной клинической биоспектрофотометрии. Часть I. Введение в биофотометрию. Используемые методики и аппаратное оснащение. М.: Изд-во ВИНИТИ, - 1997, - 55 с.

16. Flock S. Т., Wilson В. С. and Patterson М. S. Total attenuation coefficients and scattering phase funetions of tissues and phantom materials at 633 nm /Med. Phys., v. 14, 1987, p. 284.

17. G. Yoon Absorbtion and scattering of laser light in biological media-mathematical modeling and methods for determining optical properties./ Ph. D. diss., Texas Univ., at Austr., 1988.

18. Wilson В. C., Jeeves W. P., Love D. M., In vivo and past mortem measurement of the attenuation spectral of light in mammalian tissues./Photochem and Potobiol, 1985, v. 42, pp 153-162.

19. Marchesini R., Bertoni A., Andreola S. Extinction absorbtion coefficients and scattering phase functions of human tissues in vitro. /Appl. Opt., 1984, v.28, pp. 23182324.

20. Arnfield M. R., Tulip J., Mephee M. S. Optical propagation in tissue with anisotropic scattering /IEEE Trans. Biomed. Eng, 1988, v. 35, pp. 372-381.

21. Splinter R., Cheong W. F., M. van Gemert, Welch A, J. In vitro optical properties of human and canine brain and urinary bladder tissues at 633 nm. / Lasers in Surg and Med., 1989, v.9,Nl,pp. 37-41.

22. Соколов M. В. Некоторые вопросы биомедицинских оптических измерений. -М.:, 1976, -с. 212-214.

23. Евстигнеев А. Р. Разработка технологических основ и приборов для лазерной обработки и диагностики состояния биотканей. Автореф. дисс. на соиск. уч. ст. к. т. н. - М. - 1985.

24. Рогаткин Д. А. Развитие методов теоретической фотометрии и лазерной биофотометрии для обоснования и создания эффективного клинического биофотометра. Автореф. дисс. на соиск. уч. ст. .к. ф. - м. н., ЦКБ УП РАН, -Москва.:, 1994, - 22 с.

25. Александров М. Т. Основы лазерной клинической биофотометрии Сочи, -1991, - с. 10- 16.

26. Приезжев А. В., Тучин В. В., Шубочкин Л. П. Лазерная диагностика в биологии и медицине. М., - Наука, - 1989.

27. Profio А. Е. /ЛЕЕЕ J. Quantum. Electron 1984, Vol. 29, - p. 1502-1507.

28. Marcus S. L. //Proc.IEEE 1992 - Vol. 80, N6, - p. 869-889.

29. Brown S. В., Vernon D. I., Holroyd J. A. et al // Lasers in Surg Med. 1992 -International Conference Abstracts. - p. 220.

30. Y. Yanlong, Y. Yanming J. Funung ct. al characteristic Autofluorescence for Cancer Diognosis and its origin // Lasers Surg. Med., 1987, v. 7, -N6, -p. 528-532.

31. Гуревич А. А. Проблема митогенетического излучения как аспект молекулярной биологии. Л.:, Медицина, - 1968, - 240 с.

32. Ковтун Р. Д., Крузе П. В., Патли Э. Г. / Экспериментальное определение коэффициентов поглощения биологических тканей. // Биофизика, 1980, т. 25, -вып. 6, - с. 1054-1067.

33. Лазерная фотометрия. / Обзор литературы. Составитель Ануфрик В. П. -Гродно., 1991, - с. 13 - 18.

34. Илларионов В. Е. Техника и методики процедур лазерной терапии. / Справочник. М.: - 1994, - с. 178.

35. Голубинская И. Н. Биотехническая система фотометрической диагностики состояния кожных покровов. Автореф. дисс. на соиск. уч. ст. к. т. н. М.:, - 1984.

36. Doiron D. R., Svaasand L. О., Profio А. Е. Light dozimetry in tissue applications to photoradiation therapy / New York: Plenum Press., 1983, p. 63-75.

37. Roggan A., Albrecht H., Dorsehel K., Minet O., Muller G. Experimental set up and Monte - Carlo model for the detemination of optical tissue properties in the wavelength range 330 - 1100 nm / SDIE, Vol. 2323, 1996, p. 22 - 36.

38. Исимару А. Распространение и рассеяние волн в случайно неоднородных средах./ Перевод с англ. в 2-ч томах. М.: Мир, - 1981.

39. Соколов М. Е. Прикладная фотометрия. Москва.:, - 1982, - 75 с.

40. Сапожников Р. А. Теоретическая фотометрия. М.: Энергия, 1977., - 264 с.

41. Губанов Н. И. Медицинская биофизика. Москва.:, - 1978, - с. 10-36.

42. Кириллов А. И., Морсков В. Ф., Устинов Н. Д. Дозиметрия лазерного излучения. М.: Радио и связь, - 1983, - с. 71 - 91.

43. Синичкин Ю. П., Утц С. Р., Меглинский И. В., Пилипенко Е. А. Спектроскопия кожи человека in vivo. Спектры флюоресценции. / Оптика и спектроскопия, Т. 80, № 3, - 1996, -с. 431-438.

44. Голубева Т. С., Матяшова М. JL, Диденко В. И. и др. Результаты изучения проницаемости кожи для лучей низкоинтенсивного лазера. Тюмень.:, ТКМИ., -1984, - с. 139 - 140.

45. Кузин М. И., Кузин Н. М, Шкроб О. С., Харнас С. С., Лощенов В. Б. и др. Спектроскопическая диагностика заболеваний желудка на основе флюоресценции эндогенных порфиринов, индуцированной лазером. / Хирургия, 1995, - № 5, - с. 35-37.

46. Чиссов В.И., Соколов В.В, Филопенко Е.В, Мененков В.Д. и др. Клиническая флюоресцентная диагностика опухолей с фотосенсибилизатором фотогемом. / Хирургия, 1995,- № 5, стр. 37-41.

47. Топорец А. С. Оптика шероховатой поверхности. Л.: Машиностроение. Ленингр. отд., 1988, - 191 с.

48. Александров М. Т., Рогаткин Д. А., Черный В. В. и др. Биофотометрические методы в медицине. / Препринт, РНМЦ ЛМ, Москва.:, 1992, 28с.

49. Ахутин В. М. Биотехнические системы. Теория и проектирование. М.:, -1981, -С.117.

50. Taylor А. Н. Sei. Papers Bur Std. S16, 421(1920).

51. Goebel D. G. Generalized Integrating Sphere Theory // J. App.Opt. 1967, v.6., N1, p.125-128

52. Сахновский М. Ю., Кирин Н. Л. / Доклад на 5 Всесоюзной научно -технической конференции "Фотометрия и её метрологическое обеспечение". М.:, 1984, - с. 53.

53. Сахновский М. Ю., Гуминецкий С. Т., Кравцов В. Е. / Оптика и спектроскопия. 1979, т. 46, в.5, - с.515.

54. Барыбин В.Ф., Рогаткин Д.А., Лапаева Л.Г., Сковородько С.Н. Устройство для калибровки медицинских диагностических спектрофотометрических приборов / заявка на патент № 98120003, приоритет от 11 ноября 1998г.

55. Сахновский М. Ю. Метод измерения коэффициента отражения объектов на устройстве в виде спаренных фотометрических шаров. // Оптика и спектроскопия. -1995. вып. 9, - с.519.

56. Дебай П. Избранные труды. - Л.: Наука, - 1987.

57. Тучин В. В. Исследование биотканей методами светорассеяния. / Успехи физических наук, 1997, - т. 167, - № 5, с. 518-538.

58. Китайгородский А. И. Рентгеноструктурный анализ мелкокристаллических и аморфных тел. М. Л. ГИТТЛ, - 1952.

59. Козлов В. И., Буйлин В. А., Самойлов И. Г., Марков И. И. Основы лазерной физио- и рефлексотерапии. Самара-Киев, - 1993.

60. Астраханкина Т.А. Фотодинамическая терапия рака кожи. Автореферат диссертации на соискание ученой степени кандидата медицинских наук. Москва -1995 , 24 с.

61. Синичкин Ю.П., Утц С.Р., Пилипенко Е.А. Спектроскопия кожи человека in vivo. 1 . Спектры отражения. / Оптика и спектроскопия , т.80, N 2, 1996, с. 260 -267.

62. Борн М., Вольф Э. Основы оптики / пер. с англ. М.:, Наука, 1970 , с.351

63. Рогаткин Д.А.,Приснякова O.A., Моисеева Л.Г.,Черкасов A.C." Анализ точности лазерной клинической флюоресцентной диагностики. / Измерительная техника , N 6 , 1998 , 80 с

64. Любченко П.Н., Карпов В.Н., Горенков Р.В., Рогаткин Д.А., Моисеева Л.Г., Терещенко С.Г. Клинико морфологическая характеристика хронического гастродуоденита у больных вибрационной болезнью / Медицина труда и промышленная экология, - 1999г., № 2

65. Брандт 3. Статистические методы анализа наблюдения , М .:, Мир , 1985 , 225 с.

66. Бронштейн И.Н., Семендяев К.А. Справочник по математике . М .:, Наука , 1986 , с. 462 - 463

67. Кузнецов В.А., Ялунина Г.В. Основы метрологии, М.:, Издательство стандартов, 1995, 275с.

68. Judd Р. В. LOSA 57, N4, 455, 1967.

69. A. Ishimaru "Diffusion of light in turbid material " Appl. Opt 28, pp. 2210-2222, 1989.

70. В Chance, ed., Photon Migration in Tissues (Plenum, New York, 1989).

71. J. R. Lakowicz and K. W. Berndt "Frequency-domain measurements of photon migration in tissues." Chem. Phys. Lett. 166, 246-252, 1990.

72. J. M. Shhmitt, A. Knuttel, J. R. Knutson. Interference of diffusive light waves, Journal of the Optical Society of America A., Vol. 9(10) pp. 1832-1843, 1992.

73. Данилова И. H., Миненков А. А., Изучение лечебных возможностей монохроматического когерентного излучения гелий неонового лазера / Гигиенические аспекты использования лазерного излучения в народном хозяйстве -М.:, 1982. - с. 78-79.

74. Поляков П. Ю., Коршунов А. И., Ларионова Н. А., Биченков О. А. и др. Нетрадиционные подходы к лучевому лечению онкологических больных / Альманах клинической медицины, т. 1 Москва, МОНИКИ, - 1998

75. Крылова И. В. Кровеносные сосуды опухолей. М, 1975.

76. Юденфренд С. Флюоресцентный анализ в биологии и медицине. Москва:, Мир, 1965, с. 114-115.

77. Каталог светорассеивающих стекл под редакцией Войшвило И.А., -Ленинград.:, 1975, 55с.

78. Джонсон Н, Лион Ф. Статистка и планирование эксперимента в технике и науке. Методы обработки данных. М.:, Мир, 1980, 599с.

79. Барыбин В.Ф., Шумский В.И., Рогаткин Д.А., Евстегнеев А.П., Моисеева Л.Г. Устройство для диагностики состояния биологической ткани потент РФ №96113720 от 27.01.98. МКИ G А61/00.