Лазерно-флуоресцентное исследование биологических тканей с применением волоконно-оптических устройств тема автореферата и диссертации по физике, 01.04.21 ВАК РФ
|
Тараз Маджид
АВТОР
|
||||
|
кандидата физико-математических наук
УЧЕНАЯ СТЕПЕНЬ
|
||||
|
Москва
МЕСТО ЗАЩИТЫ
|
||||
|
2004
ГОД ЗАЩИТЫ
|
|
01.04.21
КОД ВАК РФ
|
||
|
|
||||
Министерство общего и профессионального образования Российской Федерации
Московский физико-технический институт (Государственный университет)
На правах рукописи
ТАРАЗМАДЖИД
ЛАЗЕРНО-ФЛУОРЕСЦЕНТНОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ С ПРИМЕНЕНИЕМ ВОЛОКОННО-ОПТИЧЕСКИХ УСТРОЙСТВ
01.04.21-Лазерная физика
АВТОРЕФЕРАТ Диссертации на соискание ученой степени Кандидата физико-математических наук
МОСКВА-2004
Работа выполнена в лаборатории Лазерной Биоспектроскопии центр естественно-научных исследований институт общей физики им. А.М.Прохорова Российская Академия Наука и в Московском физико-техническом институте (Государственном университете)
Научный руководитель:
Зав. Лабораторией лазерной биоспектроскопии Кандидат физико-математических наук, В.Б. Лощёнов
Официальные оппоненты:
к.ф.-м.н., с.н.с. ЦЕНИ ИОФ им. А.М.Прохорова РАН, А.А. Стратонников
д.ф.-м.н., Московский энергетический институт профессор, Е.Ф. Кустов
Ведущая Организация:
Московский государственный институт радиотехники электроники и автоматики «Технический университет»
Защита диссертации состоится 2004 г. в ¿¿) часов на
заседании Диссертационного совета К 212.56.05 при Московском физико-техническом институте (Государственный университет) по адресу: 147000
Московская область, г. Долгопрудный, Институтский про. 9 аудитория_.
С диссертацией можно ознакомится' в библиотеке Московского физико-технического института (Государственного университета).
Автореферат разослан «2.¿7» О ^ 2004 года
Ученый секретарь
Диссертационного совета К 212.56.05 Кандидат физико-математических наук
С.М.Коршунов
ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ Актуальность проблемы.
В последние время большое значение придается оптическим методам исследования биологических объектов с целью создания новых методов диагностики и лечения.
Особый интерес вызывают методы, основанные на флуоресцентной диагностике и фотодинамической терапии Это направление активно развивается ведущими научными группами во всем мире. С помощью этих методов только в России оказана медицинская помощь более чем десяти тысячам пациентам. Одним из важных направлений является дифференциальная диагностика онкологических заболеваний внутри полостных органов. Несмотря на значительный успех, достигнутый в этом направлении, остались не решенными задачи, связанные с диагностикой патологий, возникающих в тонких слоях слизистой внутри полостных органов, таких как пищевод, мочевой пузырь, желудок, бронхи и т.д. Существующие методы флуоресцентной диагностики предназначены и хорошо себя зарекомендовали для диагностики патологий в достаточно тонких слоях. Однако точность диагностики резко понижается при анализе тонких слоев. Чем тоньше слой, чем больше ошибка Эта ошибка связанна с тем, что при определении концентрации фотосенсибилизатора по существующим методикам в ткани подводящее свет и приемное волокна расположены друг относительно друга таким образом, что тонкий слой, содержащий фотосенсибилизатор, может оказаться незамеченным при контакте волокна с биотканью. Другим важным направлением работ является лечение обнаруженных опухолей. Несмотря на очевидный прогресс в этой области, имеется нехватка средств доставки излучения к пораженным участкам и эффективных методов измерения доз светового облучения.
Данная работа посвящена оптимизации методов измерения концентрации фотосенсибилизаторов в тонких слоях биоптатов и созданию соответствующего оборудования. Цель работы.
Разработать метод и оборудование для исследования тонких слоев биологических тканей с целью повышения точности медицинской диагностики.
Основные задачи исследования.
1. Разработать метод измерения тонких слоев биологических тканей и жидкостей с применением лазерного микроскопа, спектроанализатора и лазерно-волоконного спектроанализатора.
2. Провести исследование спектральных флуоресцентных свойств модельных биоорганических жидкостей и биотканей, содержащих экзогенные и эндогенные рассеивающие и флуоресцирующие компоненты.
3. Разработать устройство для измерения спектральных флуоресцентных свойств биоптатов, получаемых в процессе эндоскопических и лапароскопических игстгаппиянАр, (волоконно-оптический катетер и
предметное стекло с особенной конфигурацией и специальными оптическими свойствами).
4. Разработать измеритель мощности световых потоков мощностью от 0 до 3 Ватт, основанный на эффекте светорассеяния.
5. Разработать методику измерения макро- и микропараметров оптических свойств биологических жидкостей, например Интралипида.
6. Создать оптимальные схемы измерения оптических свойств биологических тканей толщиной от 0.16 мм до 5 мм с применением фотосенсибилизатора Фотосенс.
Научная новизна:
1. Разработан новый метод исследования концентрации фотосенсибилазаторов в тонких слоях, позволяющий улучшить эффективность диагностики онкологических заболеваний внутриполостных органов.
2. Разработана методика измерения концентрации фотосенсибилазаторов в микробиоптатах.
3. Создана методика измерения и расчета оптических микропараметров с применением одной интегрирующей сферы.
4. Разработано и изготовлено тонкое волоконно-оптическое устройство для измерения оптических свойств тканей мозга, глаза и т.д.
Практическая значимость:
1. Результаты исследования используются в клинической практике московской медицинской академии им И.М. Сеченова.
2. Создан надежный, точный и удобный в обращении измеритель мощности, позволяющий в клинических условиях измерять интенсивность лазерного излучения, выходящего из волокна цилиндрической или иной формы, а также излучения от любых источников света.
3. Разработанное волоконно-оптическое устройство уже производится малыми сериями.
4. Разработанные методы позволили более точно диагностировать онкологические заболевание в клинической практике.
Положения, выносимые на защиту:
1. Новый метод измерения и расчета оптических свойств рассеивающих сред.
2. Оптимизация метода измерения концентрации фотосенсибилизаторов в тонких слоях.
Структура и объем работы.
Диссертация написана на русском языке, состоит из введения, 3-й глав, изложения результатов исследования и их обсуждения, выводов, заключения, цитируемой литературы. Работа изложена 133 страницах, содержит 77 рисунков, 3 таблицы и 130 библиографий.
Основное содержание работы
Термин "фотодинамическая терапия" возник для обозначения эффекта светового воздействия на биологическую ткань. Фотодинамическая терапия
(ФДТ) - метод, активно развивающийся во многих странах мира с конца семидесятых годов прошлого века. Этот метод основан на том, что опухолевые клетки разрушаются под действием активных форм кислорода, которые образуются при фотохимических реакциях. Свет только определенных длин волн, а именно красный, способен проникать в живые ткани. Фотосенсибилизатор (ФС) - второй компонент фотохимической реакции, который повышает чувствительность тканей к красному свету и избирательно накапливается в опухолевых клетках. Третий необходимый компонент, без которого лечебный эффект невозможен, - это кислород, всегда присутствующий в живых организмах. ФС переносит энергию света на кислород, благодаря чему последний переходит в так называемое синглетное состояние.
Универсальный измеритель мощности светового излучения для волокнно-оптических и светодиодных систем.
Большинство терапевтических волокон, используемых в медицине, можно разделить на торцевые волокна и волокна с цилиндрическими рассеивателями. Основной проблемой является измерение мощности светового излучения для волокон с диффузорами. Методы измерения мощности светового излучения, используемые для торцевых волокон, не подходят для рассеивающих элементов. Поэтому нами был разработан новый метод измерения мощности светового излучения для волокон с цилиндрическими диффузорами.
Был взят цилиндрический кусок фторопласта (тефлон), в котором было сделано одно длинное отверстие. В это отверстие вставлялось оптическое волокно, и при падении света на фторопласт происходило рассеяние в разные стороны, то есть фторопласт действует как рассеивающий элемент.
При изменении мощности светового излучения на выходе волокна, световой поток на поверхности фторопласта должен изменяться. Мы проводили измерение изменений мощности светового потока в точке а на поверхности фторопласта при изменении мощности на выходе волокна. Зависимость аппроксимировалась линейной функцией (рис. 1).
ш 24000
о; 5
О)
Т 18000
со
5
и
6000
X
О
X
О
300
600
900
1200
Мощность светового излучения на входе волокна, мвт
Рис. 1. Интенсивность излучения в точке А в зависимости от мощности светового излучения на выходе волокна.
Можно подчеркивать, что фторопласт работает в качестве интегрирующего элемента, т.е. если в волокне существует недостаток и свет вокруг него не представляет собой симметричный, то благодаря сильно рассеивающему свойству фторопласта, свет распространяется во фторопласт симметрично На рис. 2 показано распространение светового излучения во фторопласте для разных мощностей на выходе волокна (от 200 до 1800 мВт, цилиндрический диффузор и торцевое волокно). Можно заметить, что индикатриса рассеяния для разных мощности одинакова. Значить, линейность заново подтверждается.
Рис.2 Распространение светового излучения во фторопласте (Лево-торцевое волокно и Право цилиндрическое волокно). Исходя из э гих результатов, мы решили создать компактный прибор для измерения мощности на выходе волокна, пригодный для массового производства.
Рис 3 Слева: измерение выходною сигнала от цилиндрического диффузора Справа: измерение выходного сигнала от торцевого волокна
Разработанное нами устройство откалибровано, и может измерять выходной световой сигнал цилиндрических диффузоров и торцевых волокон, а также оптическую плотность фотодиодов на длине волны 680 нм.
На рисунке 3 изображен наш прибор для измерения мощности излучения.
Световоды.
В последнее время в медико-биологических исследованиях активно используются методы оптической диагностики и фотодинамической терапии. Одним из ключевых моментов в этих методах является система доставки оптического излучения. Обычно в качестве таких систем используются гибкие оптические волокна диаметром от 200 до 1000 микрон. Системы доставки оптического излучения подразделяются на два типа: первая - для диагностических исследований, вторая - для терапевтических процедур.
Системы доставки светового излучения для диагностики.
Диагностическая система доставки включает в себя группу оптических волокон (или одно волокно) для подведения излучения к исследуемому объекту и группу волокон, собирающих излучение с объекта и доставляющих это излучение к анализирующему устройству. Эти устройства, называемые волокно оптическими катетерами, удовлетворяют большинству эндоскопических исследований. Однако до настоящего времени не удалось решить задачу оптической диагностики внутри тканевого исследования. В этих случаях необходимо применять волоконно-оптические катетеры диаметром меньше миллиметра.
Существующие в настоящее время диагностические катетеры, имеют "У"-образную форму и диаметр дистального конца равный 1.8 мм. Для создания задуманного нами диагностического катетера с маленьким диаметром был взят стандартный "У'-образный катетер с полной длиной 3.5 метра, состоящий из трех волокон. Одно волокно - для доставки лазерного излучения к ткани, и два волокна - для доставки флуоресцентного сигнала к спектрометру.
Используя такой катетер и спектрометр ЛЭСА-01, были получены спектры флуоресценции нормальной кожи человека, кожи после введения препарата Фотосенс и протопорфирина IX (5-А1.А), представленные на рис. 4.
600 620 840 660 690 700 720 740 760 780 800 820 840
Рис 4 Спекчры флуоресценции нормальной кожи человека, кожи после введения препарата Фотосенс и протопорфирина IX (5-АЬА).
Создание тонких цилиндрических диффузоров
Решение поставленной задачи состоит в создании на торце волокна участка, равномерно рассеивающего свет, длиной Ь от 0.5 до 5 см. Наиболее часто используемые длины - 1 и 2 см.
Удаление отражающей оболочки.
На длине Ь от торца волокна каким-либо образом следует удалить светоотражающую оболочку (Рис. 5-а).
Используя полимерные волокна с различными диаметрами, с помощью удаления светоотражающей оболочки были сделаны цилиндрические диффузоры. Фотография волокна с диаметром 500 нм приведена на рис. 5-6. Недостатки методики:
a) Нельзя сделать диффузор более гибким, чем само волокно.
b) Выход света из волокна наиболее сильно происходить в месте контакта с тканью.
c) Трудно получить повторяемость уготовления одинаковых катетеров.
пить в
волокно шшпг н--ч
Рис. 5-а Метод удаления светоотражающей оболочки. Рис. 5-6 Излучение с диаметром 500нм, полимерное волокно.
Создание рассеивающего наконечника.
В этом случае на торец волокна натягивается трубка из полимера. Внутреннее пространство трубки заполняется материалом с большим показателем преломления света, чем у самой трубки, чтобы свет распространялся внутри трубки как в световоде. Кроме того, желательно, чтобы разница в показателях преломления света материала трубки и наполнителя была как можно больше с тем, чтобы при сильном изгибе рассеивающего наконечника излучение не выходило наружу в месте изгиба. Материал наполнителя должен обладать рассеивающими свойствами, так как по мере распространения света в трубке часть излучения должна выходить наружу. Коэффициент рассеяния наполнителя следует подбирать в соответствии с длиной Ь рассеивателя. На конце трубки устанавливается светоотражающее зеркало для избежания выхода излучения вперед и обеспечения более равномерного рассеяния по всей длине наконечника. В
качестве наполнителя, удобно использовать эпоксидные смолы, а в принципе, возможна и жидкость (Рис. 6).
оптическое
I волокно наконечник I
зеркало
Рис. б.Рассеивающий наконечник
Используя вышеупомянутый метод, мы подготовили несколько катетеров, и с помощью ЛЭСА-01-ВИОСПЕК получили картины распространения излучения вдоль оси и с торца волокна для созданных нами катетеров. На рис. 7. приведены фотографии цилиндрического рассеивающего диффузора, созданного в нашей лаборатории.
Измерение оптических параметров биопсийного материала при флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии.
Основным преимуществом методов спектрального анализа тканей in vivo является его неинвазивность. Это позволяет получать информацию о состоянии тканей, не влияя на динамику различных биологических процессов. Инвазивное же вмешательство зачастую бывает нежелательным и даже опасным. Так, например, взятие пробы ткани на биопсию из меланомы часто приводит к генерализации опухолевого процесса.
Когда объем материала биопсии небольшой, т.е. примерно около микролитра, измерить концентрацию фотосенсибилизатора без микроскопа невозможно. Часто бывает необходимо сделать это быстро во время проведения операции. Поэтому был разработан новый метод для измерения концентрации фотосенсибилизатора для маленького объема биопсийного материала.
В экспериментах использовались разные концентрации Фотосенса с добавлением Интралипида для придания экспериментальным образцам рассеивающих свойств, схожих со свойствами жидкостей, получаемых из легких пациента.
Для исследования биопсийного материала были разработаны специальные стекла, позволяющие измерять концентрацию фотосентибилизаторов в различных биобтатах с высокой точностью. Метод измерения основан на одновременном измерении спектров флюоресценции и рассеивания биобтата, погруженного в сферическое отверстие диаметром 1.5 мм и глубиной 0.5 мм, обе стеклянные поверхности которого покрыты непроницаемой черной пленкой таким образом, что свет, пропущенный через раствор и достигнувший этой пленки, ею поглощается, и возможность зеркального отражения стремится к нулю. Фотография такого стекла показана на рис. 8.
Рис. 8 Фотография стекла для измерения концентрации фотосенсибилизатора в биопсийном материале.
Метрологические измерения проводились на стандартных растворах, состоящих из растворов Фотосенса и Интралипида в различных соотношениях.
Концентрация Интралипида была выбрана исходя из соответствия рассеиванию света биологической тканью.
Поскольку цель нашей работы состоит в том, чтобы измерить концентрацию фотосентибилизатора в микробиоптатах с объемом десятые доли кубического миллиметра, причем результаты должны соответствовать результатам для больших объемов, то эксперимент был сделан для двух разных объемов: большого (нормального) и микрообъема. При использовании спектрального анализатора ЛЭСА-01 -БИОСПЕК были измерены и сравнены оптические свойства растворов. Результаты показаны на рисунке 9. Видно, что с увеличением концентрации Фотосенса нормализованная флуоресценция раствора увеличивается, так как большее число молекул принимает участие во флуоресценции (рисунки справа). С увеличением концентрации Интралипида нормализованная флуоресценция раствора уменьшается из-за его рассеивающих свойств (рисунки слева).
Из этих рисунков можно увидеть, что измеренные величины всегда меньше для микрообъемов, чем для нормальных образцов, и различия между ними лежат в порядке от 1.2 до 1.3. Кажется, что если результаты для микрообъемов умножить на некоторый коэффициент, то можно получить результат!,I для нормы. Поэтому мы умножили данные для микрообъемов на
число 1.25 и сравнили с данными для нормальных образцов. Графики сравнения показаны на рисунках 10 и И для постоянной концентрации Фотосенса и для постоянной концентрации Интралипида соответственно. Заметим, что кривые на графиках совпадают друг с другом с ошибкой менее чем 10%, и это очень хороший результат.
04 08 12 11 2 _ Конек нтрахт* Икхралзппщг.
£ о'
О 002 004 0СВ 008 01 Концентрация Фотосенса
Инхра >04
04 08 12 1В 2 КЬхфитрацкя Июрагатхда
0В2 004 0 0В 008 01 Канцентр вция Ф ото с енс а
04 ОВ 12 1В Кохщекхращис Иитраштида
46
эо
. 27
■ Норм
М Об-иш
в
>§ О
Ё 0 02 0 04 0 06 О ОВ 01 " Концентрация Фото с енс а
Ихпра =12
Рис. 9 Данные для нормального и маленького измеряемых объемов. Справа: Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света
и определенной концентрации Фотосенса в зависимости от концентрации Интралипида. Слева: Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света и определенной концентрации Интралипида в зависимости от концентрации Фотосенса
Поскольку цель этой части работы - измерение концентрации фотосенсибилизатора в микрообъемах, то следует обратить внимание на то, что нормализованная флуоресценция, измеряемая в течение эксперимента, зависит не только от концентрации фотосенсибилизатора, но и от концентрации Интралипида. Как было замечено ранее, рассеивание света в нормальной ткани совпадает с рассеянием раствора Интралипида в концентрации от 1.5% до 1.9%. Этот диапазон показан вертикальными линиями на рисунке 10. Очевидно, что изменения нормализованной флуоресценции раствора из-за концентрации Интралипида не существенны по отношению к ошибке в 10%, и не будут мешать измерению концентрации фотосенсибилизатора. Таким образом, наша задача решена.
ое 12 18
Концентрация Интр алигщда
-•—Нори,ФС=0 02 -•—МО61 ФС-002 --Норн ФС-ОМ
— МОЕ» ФС-0Л4 —Норм, ФС =0 065
— МОб! ФС 0 06
—г—Нор*,*С-0 0В
-МОБ» ФС-0 08
-Норм, ФС "0 1
--МОЕ* ФС-01
Рис. 10 Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света и определенной концентрации Интралипида и при различных концентрациях Фотосенса (для нормального обьема и микрообъема) Разработанный метод измерения и расчета концентрации фотосенсибилизаторов в микробиоптатах показал хорошую повторяемость и точность не только на модельных системах, но и на реальных клинических биоптатах при эндоскопической диагностике рака желудка, легкого, яичников.
ом осе оое
Концентрация Фотосенса
Рис. 11 Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света и определенной концентрации Фогосенса и при различных концентрациях Интралипида (для нормального обьема и микрообьема)
Разработка метода исследования распространения света в тонких средах.
Чтобы смоделировать рассеивающие свойства кожи, готовили раствор Интралипида. Интралипид - жировая эмульсия, приготовленная из очищенного соевого масла, эмульгированного с применением изотонического (2,5%) раствора глицерина, и содержащая шарообразные частицы масла размером от 0,1 до 1,0 мкм. Концентрация Интралипида выбиралась так, чтобы обратное рассеяние от раствора и от кожи были одинаковы. Для измерения флуоресценции добавляли Фотосенс (конечная концентрация в растворе составила 0.02%)
Готовый раствор наливали в черный сосуд и готовили систему, показанную на рисунке 12. Параметрами, определяющими положение катетера относительно поверхности раствора, являются: ¿1 - расстояние от конца катетера до поверхности раствора, в - угол между вертикалью к поверхности и катетером и х - глубина раствора.
«Г/
■г
Рис 12. Система для проведения измерений 13
Используя такую систему, измеряя с1, в и х. было проведено много экспериментов, в которых с помощью спектроанализатора ЛЭСА-01-БИОСПЕК были получены и проанализированы спектры. С увеличением угла падения света, увеличивается площадь пятна, а с увеличением площади светового пятна увеличивается количество молекул, участвующих во флуоресценции. Это значит, что с увеличением угла падения света, флуоресценция должна увеличиваться. На рисунке 13 показано отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света, и углом падения света для разных расстояний от поверхности до катетера и разных по толщине слоев. Видно, что экспериментальные результаты повторяют теоретические расчеты и, что оптимальные углы для измерения от 7 до 30 градусов.
На рисунке 14 показано отношение между обратным рассеянием света и углом падения света для разных расстояний от катетера до поверхности раствора и разных глубин раствора. При угле от 0 до 10 градусов, существенный вклад в результате измерения вносит зеркальное отражение, и поэтому графики меняются не пропорционально. Видно, что оптимальные углы для измерения от 7 до 30 градусов по всем слоям.
В предыдущем эксперименте глубина раствора составляла от одного до пяти миллиметров. Для нас было интересным узнать, как меняются оптические параметры тонкого слоя при толщине слоя меньше миллиметра. Поэтому были проведены следующие эксперименты. Брали мышечную ткань курицы, оборачивали его в прозрачную тонкую полиэтиленовую пленку, клали на него тонкую салфетку, а затем наливали на нее раствор из Интралипида с Фотосенсом. Так готовили тонкие слои от 160 до 800 микрон.
Далее рассмотрим, как меняется величина флуоресценции, нормированной на величину рассеяния света, при изменении расстояния от катетера до поверхности раствора при постоянном угле в. Теоретически, с увеличением расстояния до поверхности увеличивается площадь пятна (как параболическая функция), и, соответственно, флуоресценция тоже должна увеличиваться.
На рисунке 15 показано отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света, и глубиной слоя для разных расстояний от катетера до поверхности раствора и для разных углов падения света. Из рисунков видно, что с увеличением толщины слоя флуоресценция увеличивается. Выводы:
a) Оптимальный угол от 10- до 30 градусов.
b) Оптимальное расстояние до слоя 1.2 мм.
—♦—расстояние = □ мм
—■—расстояние = 0 4 мм
расстояние = □ 8 мм
ч- расстояние= 1 2 мм
——расстояние = 1 5 мм
♦ расстояние= 2 мм
—расстояние = 3 мм
——расстояние = 4 мм
— расстояние= 5 мм
глубина слоя = 4 мм
угол
глубина слоя = 5 мм
угол
Рис. 13. Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света, и у! лом падения света при разных расстояниях до поверхности и слоях разной глубины
—♦—расстояние = 0 мм
-•-расстояние = 0 4 мм
расстояние = 0 8 мм
. расстояние = 1 2 мм
-расстояние* 1 6 мм
—«—расстояние»: 2 мм
—расстояние = 3 мм
——расстояние= 4 мм
——расстояние= 5 мм
глубина слоя = 1 мм | глубина слоя = 4 мм X 9
ч 1 2 :
О X о.
^»й \ 8 1 ч 1 \
.'^^гтуг-бН?.....* '. У"-1.- тууф з: X к
№ а> х и зо л угол <В а. № 30 ЭС « » « угол
глубина слоя = 2 мм
24000
| 18000
угол
глубина слоя = 5 мм
24000
3 18000
12000
6000
угол
Рис 14 ОI ношение между обратным рассеянием лазерного излучения о [ образца (рассеяние назад) и углом падения света для разных расстояний до поверхности слоя и для слоев разных глубин.
—•—расстояние = о мм -»-расстояние = 1 мм расстоянием 2 мм
расстояние* 3 им -*— расстояние = 4 нм расстояние = 5 мм
угол = 30
0 32 0 46 0 64 глубина слоя (мм)
Рис. 15 Отношение между флуоресценцией, нормированной на величину рассеяния света, и глубиной слоя для разных расстояний от катетера до поверхности и для разных углов падения света
Разработка метода измерения оптических свойств Интралипида на интегрирующей сфере.
Цель этой части работы состоит в том, чтобы определить оптические параметры Интралипида-10% На длине волны 630 нм (рабочая для гелий-неонового лазера) эти параметры равны:
1) коэффициент рассеивания « 350см"';
2) коэффициент поглощения /¿„«0 01сл<
3) анизотропия рассеивания (фактор g) g = 0 82 - 0 87.
Для измерения оптических параметров при использовании метода Кубелки-Мунка нужно провести три эксперимента для измерения трех параметров (Тп 7^, Яг/). А из этих трех измеренных параметров затем можно вычислить следующие, - , и £ .
Нужно подчеркивать, что теория Кубелка-Мунка используется только в том случае, где рассеяния существенно больше, чем поглощение, т.е. И„ «/",('-£)■
Метод измерения коллимированного пропускания
Чтобы измерить коллимированное пропускание, используя интегрирующую сферу (Рис. 16.), мы наливали раствор Интралипида в кювету толщиной 1мм. Свет, прошедший через этот раствор, состоит из коллимированного и диффузного света. Кювета была помещена на расстояние 45 мм от сферы. Круглое отверстие с диаметром 5 мм было
расположено на входе в сферу для уменьшения проникания диффузного света. Используя следующие уравнения, можно вычислить процент диффузного света, входящего в интегрирующую сферу:
1 О"*2)
А= ^Р{в)2тг*тМв ; Р{в) = ■
4тг (\ + g2 -2gcos0)У2 ' Была рассчитана величина А (/4=0.041). Это значит, что 4.1 процента рассеянного света попадает в сферу, и мы должны вычесть соответствующую часть из измеренных величин.
распространение пучка
_— 45мм -
Образец
Вода'*
Рассеивающая Бумага
Реф Пучка
Рис. 16. Метод измерения.
Интралипид-10% имеет очень высокий коэффициент рассеивания («350слГ'). Поэтому мы делали эксперименты с разными концентрациями Интралипида (1, 0.9 ... 0.1 %). Используя отношение ц, --\пТ1 /с! = + /иа, были рассчитаны коэффициенты рассеивания для разных концентраций Интралипида и показаны на рис. 17.
При использовании рассчитанного значения для пропускания можно вычислить коэффициент рассеяния Интралипида-10%. Его величина приблизительно равна 349.3 см"1, что хорошо согласуется с опубликованными данными.
Рис 17. Вычисленные величины для коэффициента рассеивания в зависимости от концентрации Интралипида.
Для измерения диффузного пропускания, необходимо заново откалибровать устройство. Для этого кювету с водой фиксировали в точке В (см. Рис.]6.) и калибровали систему. Затем кювету с раствором Интралипида фиксировали в той же точке, и измеряли диффузное пропускание при различных концентрациях Интралипида. На рисунке 18 показано диффузное пропускание в зависимости от концентрации Интралипида в растворе.
Рис 18 Измеренное диффузное пропускание в ¡ависимост и от концентрации
Ип грани пида
Для измерения диффузного отражения необходимо снова откалибровать устройство. Для этого кювету с водой фиксировали в точке С (см. Рис.16.), сзади кюветы помещали бумагу с высоким коэффициентом рассеяния, а затем калибровали систему. Цель этого измерения состоит в том, чтобы собрать весь свет (диффузный и коллимированый) в сфере, где происходят измерения. После этого в этой точке фиксировали кювету с Интралипидом, а позади нее - материал с высоким коэффициентом поглощения. Необходимо было устранить рассеянный свет, прошедший через кювету, для измерения только диффузного отражение Эксперимент был повторен для разных концентраций Интралипида. Зависимость диффузного отражения от концентрации Интралипида показана на рисунке 19.
Рис 19 Измеренное диффузное отражение (%) в зависимости от концентрации
Интралипида.
Измеренные величины для диффузного пропускания и диффузного отражения при длине волны 630 нм - г,=14.12% и «(=81.2%.
Вышеупомянутые измеренные величины не являются истинными значениями, которые можно использовать в уравнении Кубелки-Мунка из-за того, что несколько процентов входящего света, уходит из сферы. Поэтому нужно найти поправочный коэффициент для приближения к истинным значениям. По опубликованным данным найдены поправочный коэффициент 1.08 для диффузного пропускания и поправочный коэффициент 1.04 для диффузного отражения. При использовании этих цифр, получим:
Т< -15.25, Rd =1.04Я„ _ =84.45, =349.3,
о = ' " =1.000547^ Ь = л1а2 -1 =0.033082; ¿кл
S = = 55.07187. К = S(a -1) = 0.030128 ■
ba Td '
/^=А72 = 0.015064; g = = 0.790; Ms = Ms (1 - g) = 73.43.
-'Ms
Сравнение с другими методами
Для наглядного сравнения наших результатов (коэффициент поглощения, коэффициент рассеяния, анизотропия рассеяния (фактор g) и редуцированный коэффициент рассеяния) с результатами других ученных покажем эти данные на следующих четырех рисунках. Из графиков видно, что наши результаты соответствуют прочим измерениям. Во всех этих рисунках, наш результат находится между результатом Flok et al и Vansteveren et al и близко совпадает с результатом Жака, (Красный закрашенный круг соответствует нашему измерению).
Подводя итог, скажем, что, используя метод Кубелки - Мунка и метод одной интегрирующей сферы, мы смогли измерить оптические параметры Интралипида с хорошей точностью.
Выводы.
1) Разработан метод измерения спектральных флуоресцентных свойств тонких слоев биотканей, позволяющий количественно определять концентрацию фотосенсибилизатора при эндоскопическом исследовании и, соответственно, существенно повысить точность диагностики рака.
2) Разработана методика измерения и расчета макро- и микропараметров оптических свойств биологических сред на примере Интралипида с применением оригинальной схемы измерения, позволяющей использовать полученные результаты для создания стандартных образцов, идентичных по своим оптическим свойствам биологическим тканям.
3) Разработаны специальные предметные стекла с заданными оптическими свойствами, применение которых в клинической практике существенно повышает точность измерения концентрации фотосенсибилизаторов в микробиоптатах.
4) Разработан и создан измеритель мощности световых потоков мощностью от 0 до 3 Ватт, основанный на эффекте светорассеяния во фторопласте Он позволяет в клинических условиях измерять интенсивность лазерного излучения, выходящего из волокна цилиндрической или иной формы, а также излучения от светодиодов и других источников света.
5) Разработаны и изготовлены волоконно-оптические устройства для флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии рака органов с повышенной чувствительностью к инвазивным методам исследования, таким как мозг, глаз, печень и т.д.
6) Результаты исследования и разработок внедрены в производственную практику для создания новых медицинских приборов и в клиническую практику при совершенствовании методов флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии.
Основные результаты диссертации опубликованы в работах:
1. Н.Л. Охотникова, С.С.Харнас, В.Б.Лощенов, Тараз М., Каримова Л.Н., Волкова А.И. Возможности исследования Аласенс-индуцированной флюоресенции протопорфирина IX в биоптатах слизистой желудка и фрагментах органов мыши в эксперименте, г. Калуга. Научно-практическая конференция Российских ученых "Актуальные аспекты лазерной медицины". С.349. 2002.
2 M. Taraz, K.G.Linkov, V.B.Losheonov. Universal power meter of light radiation of optical fiber and photodiodes. Proc. SPIE, Vol. 5449 (2004).
3. Беляева Л.А.,. Адамян JI.B, Степанян А.А., Васильченко С.Ю., Тараз М., Лощенов В.Б., Спектроскопическое исследование фармакокинетики эндогенного фотосенсибилизатора протопорфирина IX в тканях самок мышей, Российский биотерапевтический журнал, 2003, № 4, с. 35-39.
4. M. Taraz, V B.Losheonov. Developing system for delivery of optical radiation in medico-biological. Proc. SPIE, Vol. 5449 (2004).
5 M. Taraz , V. B. Loschenov. MEASURING OPTICAL PROPERTIES OF MICRO VOLUME BIOPSIES. Proc. SPIE, Vol 544 (2004).
6. М.В.Будзинская, С.А.Шевчик, В.Г.Лихванцева, В.Б.Лощёнов, M.Тараз, С.Г.Кузьмин, Г.Н.Ворожцов. Флуоресцентная диагностика и фотодинамическая терапия с препаратом фотосенс эпибульбарной меланомы в эксперименте. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 47.
7. С.Ю.Васиьченко, Э.А.Шептак, А.И.Волкова, В.Б.Лощёнов, М.Тараз, С.С.Харнас, С.Г.Кузьмин, Г.Н.Ворожцов. Разработка метода фотодинамической реваскуляризации миокарда на модели ишемизированного миокарда в эксперименте Материалы Всероссийской научнопракч ической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 48.
8. Л.Н.каримова, Е.Ю.Ершова, С.С.Харнас, С.Г.Кузьмин, М.Тараз, В.Б.Лощёнов, С.Н.Березин. Флуоресцентная диагностика и фотодинамическая терапия ACNE VULGARIS применением аласенса. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 53-54.
9. Н.Л. Охотникова, В.Б.Заводнов, С.С.Харнас, М.Тараз, В.Б.Лощёнов, В.В.Агафонов, Е.А.Лукьянец, Г.Н.Ворожцов. Результаты флуоресцентной диагностики рака желудка с использованием препарата аласенс и преимущества сублингвального введения препарата. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 55.
10.Е.Ю.Патока, С.С.Харнас, И.Н.Завражина, Л.Н.Каримова, В.Б.Лощёнов, М.Тараз, В.В.Агафонов, Е.А.лукьянец, Г.Н.Ворожцов. «Дифференциальная диагностика периферических новообразований легких с исследованием спектров флуоресценции ала-индуцированного PPIX. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 56.
РНБ Русский фонд
2006-4 12937
Тараз Маджид
ЛАЗЕРНО-ФЛУОРЕСЦЁНТНОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ С ПРИМЕНЕНИЕМ ВОЛОКОННО-ОПТИЧЕСКИХ УСТРОЙСТВ
Подписано в печать 21.04.04 формат 60x84 1/16. печать офсетная. Усл. Печ.л. 1,0. Тираж 70 экз. Заказ УУо.ф_
Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования Московский физико-технический институт (государственный университет) Отдел автоматизированных издательских систем "физтех-полиграф" 141700, Моск. Обл., г. Долгопрудный, Институтский пер., 9
1 з ш т
Введение
1. Обзор литературы.
1.1. Оптические свойства биологических сред.
1.1.1. Рассеяние.
1.1.2. Оптические свойства ткани.
1.1.3. Взаимосвязь оптических микропараметров ткани.
1.2. Теория транспорта фотонов.
1.2.1. Метод однократного рассеяния.
1.2.2. Двухпотоковая теория "Кубелки - Мунка"
1.2.3. Диффузионное приближение.
1.2.4. Симуляция "Монте-Карло".
1.2.5. Инверсный метод "добавления - удвоения".
1.3. Физика и технологии волоконных световодов.
2. Материалы и методы исследования.
2.1. Портативная спектроскопическая система для флуоресцентной диагностики опухолей и контроля фотодинамической терапией
2.1.1. Лазерно-эндоскопический спектральный анализатор ЛЭСА-6.
2.1.2. Универсальный спектроанализатор ЛЭСА-01 -УЛ-БИОСПЕК.
2.2. Световоды.
2.2.1. Введение.
2.2.2. Распространение света в оптическом волокне.
2.2.3. Системы доставки светового излучения для диагностики.
2.2.4. Терапевтические катетеры.
2.2.5. Создание тонких цилиндрических диффузоров.
2.2.6. Удаление отражающей оболочки.
2.2.7. Создание рассеивающих дефектов в сердцевине.
2.2.8. Создание рассеивающего наконечника.
2.3. Универсальный измеритель мощности светового излучения для волокнно-оптических и светодиодных систем.
2.3.1. Фторопласты.
2.3.2. Материалы и методы.
2.3.3. Результаты и обсуждение.
В последние время большое значение придается оптическим методам исследования биологических объектов с целью создания новых методов диагностики и лечения.
Особый интерес вызывают методы, основанные на флуоресцентной диагностике и фото динамической терапии. Это направление активно развивается ведущими научными группами во всем мире. С помощью этих методов только в России оказана медицинская помощь более чем десяти тысячам пациентам. Одним из важных направлений является дифференциальная диагностика онкологических заболеваний внутри полостных органов. Несмотря на значительный успех, достигнутый в этом направлении, остались не решенными задачи, связанные с диагностикой патологий, возникающих в тонких слоях слизистой внутри полостных органов, таких как пищевод, мочевой пузырь, желудок, бронхи и т.д. Существующие методы флуоресцентной диагностики предназначены и хорошо себя зарекомендовали для диагностики патологий в достаточно тонких слоях. Однако, точность диагностики резко понижается при анализе тонких слоев. Чем тоньше слой, чем больше ошибка. Эта ошибка связанна с тем, что при определении концентрации фотосенсибилизатора по существующим методикам в ткани подводящее свет и приемное волокна расположены друг относительно друга таким образом, что тонкий слой, содержащий фотосенсибилизатор, может оказаться незамеченным при контакте волокна с биотканью. Другим важным направлением работ является ; лечение обнаруженных опухолей. Несмотря на очевидный прогресс в этой области, имеется нехватка средств доставки излучения к пораженным участкам и эффективных методов измерения доз светового облучения.
Данная работа посвящена оптимизации методов измерения концентрации фотосенсибилизаторов в тонких слоях биоптатов и созданию соответствующего оборудования.
Цель работы:
Разработать метод и оборудование для исследования тонких слоев биологических тканей с целью медицинской диагностики. Задачи исследования:
1) Разработать метод измерения тонких слоев биологических тканей и жидкостей с применением лазерного микроскопа, спектроанализатора и лазерно-волоконного спектроанализатора.
2) Провести исследование спектральных флуоресцентных свойств модельных биоорганических жидкостей и биотканей, содержащих экзогенные и эндогенные рассеивающие и флуоресцирующие компоненты.
3) Разработать устройство для измерения спектральных флуоресцентных свойств биоптатов, получаемых в процессе эндоскопических и лапароскопических исследований, (волоконно-оптический катетер и предметное стекло с особенной конфигурацией и специальными оптическими свойствами).
4) Разработать измеритель мощности световых потоков мощностью от О до 3 Ватт, основанный на эффекте светорассеяния.
5) Разработать методику измерения макро- и микропараметров оптических свойств биологических жидкостей, например Интралипида.
6) Создать оптимальные схемы измерения оптических свойств биологических тканей толщиной от 0.16 мм до 5 мм с применением фотосенсибилизатора Фотосенс.
Научная новизна:
1) Разработан новый метод исследования концентрации фотосенсибилазаторов в тонких слоях, позволяющий улучшить эффективность диагностики онкологических заболеваний внутри полосных органов.
2) Разработана методика измерения концентрации фотосенсибилазаторов в биоптатах малых объемов.
• 3) Создана методика измерения и расчета оптических микропараметров с применением одной интегрирующей сферы.
4) Разработано и изготовлено тонкое волоконно-оптическое устройство для измерения оптических свойств тканей мозга, глаза и т.д. Практическая значимость:
1) Результаты исследования используются в клинической практике московской медицинской академии им. И.М. Сеченова.
2) Создан надежный, точный и удобный в обращении измеритель мощности, позволяющий в клинических условиях измерять интенсивность лазерного излучения, выходящего из рассеивающих наконечников той или иной формы, а также излучения от любых источников света.
3) Разработанное волоконно-оптическое устройство уже производится малыми сериями.
4) Разработанные методы позволили более точно диагностировать онкологические заболевания в клинической практике.
• Положения, выносимые на защиту:
1) Новый метод измерения и расчета оптических свойств рассеивающих сред.
2) Оптимизация метода измерения концентрации фотосенсибилизаторов в тонких слоях.
1. Обзор литературы.
Термин "фотодинамическая терапия" возник для обозначения эффекта светового воздействия на биологическую ткань [1,2]. Фотодинамическая терапия (ФДТ) — метод, активно развивающийся во многих странах мира с конца семидесятых годов прошлого века. Этот метод основан на том, что опухолевые клетки разрушаются под действием активных форм кислорода, которые образуются при фотохимических реакциях. Свет только определенных длин волн, а именно красный, способен проникать в живые ткани. Фотосенсибилизатор (ФС) - второй компонент фотохимической реакции, который повышает чувствительность»тканей к. красному свету и избирательно накапливается в опухолевых клетках. Третий необходимый компонент, без которого лечебный эффект невозможен, — это кислород, всегда присутствующий в живых организмах. ФС переносит энергию света на кислород, благодаря чему последний переходит в так называемое синглетное состояние и активно окисляет окружающие биомолекулы.
Свойства ФС во многом определяют успешность проведения фотодинамической процедуры. Из известных ФС наибольшей эффективностью обладают ФС, работающие по так называемому кислородному механизму. На практике это означает, что энергия поглощенных фотонов частично расходуется на флуоресценцию, а частично передается молекулярному кислороду в метастабильном триплетном состоянии, при этом кислород переходит в возбужденное синглетное состояние, в котором он обладает высокой окислительной активностью. Поэтому если в какой-либо клетке или бактерии находится ФС и кислород, то при световом воздействии длиной волны, соответствующей поглощению ФС, будет происходить разрушение биологических макромолекул, а при достижении некоторой критической концентрации ФС в клетке или бактерии, произойдет их гибель (Рис. 1.1).
В качестве источника света можно использовать любой источник, дающий свет той длины волны, которая возбуждает сенсибилизатор. Лазер чаще используют потому, что лазерный пучок очень узок, и его можно ввести в тонкий моноволоконный световод, а затем этот световод через эндоскоп подвести к опухоли.
При ФДТ, ФС вводят внутривенно в организм, причем он поглощается всеми клетками. В раковых клетках ФС сохраняется дольше, чем в нормальных клетках. После определенного периода времени, обычно не более 48 часов, излучение лазера, подведенное через эндоскоп, используется для облучения опухоли красным светом. Поглощенный ФС свет вызывает химическую реакцию, которая убивает раковые клетки, в то время как большинство нормальных клеток организма выживает.
Reflection
Trans- Absorption mis-si да-4 lissiun4]
Scattering Luminescence
Excited singlet states
Excited triplet state s
Biological tissue
Singlet oxygen
Absorption \ Phosphorescence Triplet oxygen
Fluorescence
Рис. 1.1. Взаимодействие света с биологическими тканями в случае флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии.
Главный побочный эффект ФДТ - чувствительность к свету в течение месяца после процедуры. Пациент вынужден находиться в темноте, вдали от прямых лучей света. ФДТ одобрена для лечения рака кожи, а также используется для лечения рака пищевода, рака легкого и проходит клинические испытания для лечения опухолей мозга.
Первый по необходимости компонент в ФДТ - свет, его получают, используя лазеры или другие источники света (например, фотодиоды или различные лампы). Для доставки света в желаемое место организма используют волоконные световоды. В соответствии с целью применения (диагностика или терапия), были разработаны различные волоконные световоды. Их можно разделить на две группы: диагностические и терапевтические. Терапевтические световоды в связи со способом применения, в свою очередь, подразделяют на торцевые и цилиндрические волокна. Часть диссертации посвящена разработке диагностических волокон с диаметром меньше 1 мм (приблизительно 0.7 мм) и цилиндрических световодов, используемых для освещения полых органов тела (таких, как бронхи, трахея и пищевод); они будут описаны в главе 2.2.
При ФДТ необходимо знать количество энергии (или мощность света), попадающее на облучаемый орган. В связи с этим измеряют выходную мощность световода, часто эти измерения надо сделать быстро, особенно при использовании цилиндрических световодов. Для измерения выходного сигнала от торцовых световодов были разработаны различные устройства и развиты методы измерения. Однако для быстрого измерения выходной мощности от цилиндрических световодов до сих пор не существовало подходящего устройства. Поэтому нами был разработан и сделан новый измеритель мощности для измерения выходного сигнала от торцовых световодов, фотодиодов, а также плотности мощности различных источников света на основе рассеяния света во фторопласте (для уточнения деталей см. главу 2.3). Мы показали, что фторопласт в качестве рассеивающего элемента ведет себя линейно, поэтому выходной сигнал от различных источников можно измерять с минимальной ошибкой. Этот метод использовался нами впервые, не было найдено никаких ссылок об использовании подобной технологии.
Измерение оптических свойств различных тканей очень важно в ФДТ, а также в любых случаях, где существует взаимодействие между светом и тканью. В этой области было сделано много работ и развито много разных методов [3,4,11,15]. Наиболее важные из них - модель Кубелки - Мунка, метод Монте-Карло [6], метод добавления - удвоения [5], инверсный метод добавления - удвоения [7] и диффузионная теория [4]. Используя эти методы, мы пробовали измерять оптические параметры биопсийных образцов и тонких слоев тканей. Для создания модели фотосенсибилизированного биопсийного образца использовали растворы Интралипида и Фотосенса. Необходимо было измерить оптические свойства очень маленького по объему образца (порядка нескольких микролитров), соответствующего по объему биопсийному материалу. Для этого были разработаны специальные стекла, в которые удобно помещать биопсийные образцы и использовать для измерения спектроанализатор ЛЭСА-01 -БИОСПЕК (глава 2.1). Оптические параметры биопсийных образцов были измерены с приемлемой ошибкой. Результаты этой части работы подробно описаны в главе 2.4.
Также при измерении оптических параметров тонких слоев использовали спектрофотометр "Hitachi" и метод одной интегрирующей сферы; при этом были измерены коллимированный, отраженный и рассеивающий свет. Затем, используя теорию Кубелки - Мунка, были рассчитаны коэффициенты поглощения и рассеяния, а также индикатриса рассеяния (g).
Основные результаты диссертации опубликованы в работах:
1. Н.Л. Охотникова, С.С.Харнас, В.Б.Лощенов, Тараз М., Каримова Л.Н., Волкова А.И. Возможности- исследования Аласенс-индуцированной флюоресенции протопорфирина IX в биоптатах слизистой желудка и фрагментах органов мыши в эксперименте, г. Калуга. Научно-практическая конференция Российских ученых "Актуальные аспекты лазерной медицины". С.349. 2002.
2. М. Taraz, K.G.Linkov, V.B.Losheonov. Universal power meter of light radiation of optical fiber and photodiodes. Proc. SPIE, Vol. 5449 (2004).
3. Беляева Л.А.,. Адамян Л.В, Степанян A.A., Васильченко С.Ю., Тараз М., Лощенов В.Б., Спектроскопическое исследование фармакокинетики с эндогенного фотосенсибилизатора протопорфирина IX в тканях самок мышей, Российский биотерапевтический журнал, 2003, № 4, с. 35-39.
4. М. Taraz, V.B.Losheonov. Developing system for delivery of optical radiation in medico-biological. Proc. SPIE, Vol; 5449 (2004).
5. M. Taraz , V. B. Loschenov. MEASURING OPTICAL PROPERTIES OF MICRO VOLUME BIOPSIES. Proc. SPIE, Vol. 544 (2004).
6. М.В.Будзинская, С.А.Шевчик, В.Г.Лихванцева, В.Б.Лощенов, М.Тараз, С.Г.Кузьмин, Г.Н.Ворожцов. Флуоресцентная диагностика и фотодинамическая терапия с препаратом фотосенс эпибульбарной меланомы в эксперименте. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 47.
7. С.Ю.Васиьченко, Э.А.Шептак, А.И.Волкова, В.Б.Лощёнов, М.Тараз, С.С.Харнас, С.Г.Кузьмин, Г.Н.Ворожцов. Разработка метода фотодинамической реваскуляризации миокарда на модели ишемизированного миокарда в эксперименте. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 48.
8. Л.Н.Каримова, Е.Ю.Ершова, С.С.Харнас, С.Г.Кузьмин, М.Тараз, В.Б.Лощёнов, С.Н.Березин. Флуоресцентная диагностика и фотодинамическая терапия ACNE VULGARIS с применением аласенса. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 53-54.
9. Н.Л. Охотникова, В.Б.Заводнов, С.С.Харнас, М.Тараз, В.Б.Лощёнов, В.В.Агафонов, Е.А.Лукьянец, Г.Н.Ворожцов. Результаты флуоресцентной диагностики рака желудка с использованием препарата аласенс и преимущества сублингвального введения препарата. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 55.
Ю.Е.Ю.Патока, С.С.Харнас, И.Н.Завражина, Л.Н.Каримова, В.Б.Лощёнов, М.Тараз, В.В.Агафонов, Е.А.лукьянец, Г.Н.Ворожцов.
Дифференциальная диагностика периферических новообразований легких с исследованием спектров флуоресценции ала-индуцированного PPIX. Материалы Всероссийской научно-практической конференции «Отечественные противоопухолевые препараты», Москва, 17-19 марта 2004г, стр. 56.
1. Лощенов В.Б., Стратоников А.А., Волкова А.И., Прохоров A.M. Портативная спектроскопическая система для флуоресцентной диагностики опухолей и контроля за фотодинамической терапией. // Российский Химический Журнал. 1998. T.XLII N5, с. 50-53.
2. Loschenov V. В., Konov V. I., and Prokhorov А. М. Photodynamic therapy and fluorescence diagnostics. // Laser Physics. 2000. Vol. 10, No. 6, pp. 1188-1207.
3. Тучин В.В. Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях. // Саратов: изд-во Саратовского Ун-та, 384с. 1998.
4. Niems, Markolf Н. Laser tissue interactions: fundamentals and applications. Berlin et al. Springer 1996.
5. Prahl S. Optical property measurements using the inverse adding-doubling program. // March 1995. http://omlc.ogi.edu/pubs/.
6. S. L. Jacques and L.-H. Wang. Monte Carlo modeling of light transport in tissues // Optical Thermal Response of Laser Irradiated Tissue, edited by A. J. Welch and M. J. C. van Gemert (Plenum Press, New York, 1995).
7. Prahl S. Optical property measurements using the inverse adding-doubling program. // Oregon Medical Laser Center, January 1999.
8. Photodynamic Therapy: Training Program. // 1998. The Institute for Minimally Invasive Technologies. Abbott Northwestern Hospital Minneapolis, MN.
9. Kienle A., Patterson M.S., Ott L. and Steiner R. Determination of the scattering coefficient and the anisotropy factor from laser doppler spectra of liquids including blood. // Applied Optics. 1996. 35, pp. 3404-3412.
10. Fawzi Y.S., Abo-Bakr M.Y., El-Batanony M.H. and Kadah Y.M. Determination of the optical properties of a two-layer tissue model by detecting photons migrating at progressively increasing depths. // Applied Optics. 2003. 42, pp. 6398-6411.
11. Nilsson A.M.K., Berg R., and Andersson-Engels S. Measurements of the optical properties of tissue in conjunction with photodynamic therapy. // Appl. Opt. 1995. 34, pp. 4609-4619.
12. Nilsson A.M.K., Lucassen G.W., Verkruysse W., Andersson-Engels S. and van Gemert M.J.C. Changes in optical properties of human whole blood in vitro due to slow heating. // Photochem. Photobiol. 1997. 65, pp. 366-373.
13. Mourant J.R., Fuselier Т., Boyer J., Johnson T.M. and Bigio I.J. Predictions and Measurements of Scattering and Absorption Over Broad Wavelength Ranges in Tissue Phantoms. // Appl. Opt. 1997. 36, pp. 949-957.
14. Van S taveren H J., Moes С J.M., van Marie J., P rahl S .A., and v an Gemert M.J.C. Light scattering in Intralipid-10 % in the wavelength range of 400-1100 nm. //Appl. Opt. 1991. 30, pp. 4507-4514.
15. Cheong W.F., Prahl S.A., and Welch A.J. A review of the optical properties of biological tissues. // IEEE J. Quant. Electr. 1990. 26, pp. 21662185.
16. Низкоинтенсивная лазерная терапия. Под общей редакцией Москвина С.В., Буйлина В.А. Изд-во ТОО «Техника». 2000. с. 724.
17. Ripley P.M., MacRobert A.J., Mills T.N., Bown S.G. A comparative optical analysis of cylindrical diffuser fibers for laser therapy. // Lasers Med Sci. 1999.14, pp. 257-268,
18. Roche J.V.C., Whitehurst C., Watt P., Moore J.V., Krasner N. Photodynamic therapy (PDT) of gastrointestinal tumours: a new light delivery system. // Lasers Med. Sci. 1998.13, pp. 137-142.
19. Lin S.P., Wang L., Jacques S.L., and Tittel F.K. Measurement of tissue optical properties by the use of oblique-incidence optical fiber reflectometry. // Applied Optics. 1997.36, pp.136-143.
20. Beard P.C., Mills T.N. Characterization of post mortem arterial tissue using time-resolved photoacoustic spectroscopy at 436, 461 and 532 nm. // Phys. Med. Biol. 1997. 42, pp. 177-198.
21. Ramanujam N. Fluorescence Spectroscopy In Vivo. // John Wiley & Sons Ltd, Chichester, 2000.
22. Исимару А. Распространение и, рассеяние волн в случайно-неоднородных средах. Т.1. Однократное рассеяние и теория переноса. М. Мир, 1981,280 стр.
23. Jacques S.L., Barofsky A, Shangguan H.Q., Prahl S.A., Gregory K.W. Laser welding of biomaterials stained with indocyanine green to tissues.// SPIE Proceedings. 1997. Vol. 2975, pp. 54-61.
24. Jacques S.L., Furuzawa S., Rodriguez T. PDT with ALA/PPIX is enhanced by prolonged light exposure putatively by targeting mitochondria. // SPIE Proceedings. Feb., 1997. Vol. 2972.
25. Troy T.L., Thennadil S.N. Optical properties of human skin in the IR wavelength range of 1000-2200nm. // Instrumentation Metrics, Inc., 2085, Technology Circle Suite 302, Tempe, Arizona 85284.
26. Bartel S. and Hielscher A.H. Monte Carlo simulations of the diffuse backscattering Mueller matrix for highly scattering media. // Applied Оptics. 2000. 39, pp. 1580-1588.
27. Ramakrishna S.A., Rao K.D. Estimation of light transport parameters in biological media using coherent backscattering. // Pramana journal of Physics. 2000. 54, pp. 255-267.
28. Beuthan J., Netz U., Minet O., Klose A.D., HielscherA.H., Scheel A., Henniger A., Muller G. Light scattering study of rheumatoid arthritis. // Quantum Electronics. 2002.32(11), pp. 945- 952.
29. Prahl S.A. Light transport in tissue. // The University of Texas at Austin in Partial Fulfillment of the Requirements for the Degree of DOCTOR OF PHILOSOPHY, December 1988.
30. Prahl S .A., v an G emert M.J.C., W elch A J. D etermining the optical properties of turbid media using the adding-doubling method. // 1996. http://omlc.ogi.edu/pubs/pdf7prahl93a.pdf.
31. Prahl S.A., Jacques S.L. Sized-fiber array spectroscopy. // Proc. SPIE. 1998. 3254, pp. 348-352.
32. Iizuka M.N., Vitkin I.A., Kolios M.C. and Sherar M.D. The effects of dynamic optical properties during interstitial laser photocoagulation. // Phys. Med. Biol. 2000. 45, pp. 1335-1357.
33. Shangguan H., Prahl S.A., Jacques S.L., and Casperson L.W. Pressure effects on soft tissues monitored by changes in tissue optical properties. // Proc. SPIE. 1998. 3254, pp. 366-371.
34. Shangguan H., С asperson L .W., S hearin A., P aisley D .L. and Prahl S.A. Effects of material properties on laserinduced bubble formation in absorbing liquids and on submerged targets. // Proc. SPIE. 1997. 2869, pp. 783-791.
35. Shangguan H., Casperson L.W., Gregory K.W. and Prahl S.A. Penetration of fluorescent particles in gelatin during laser thrombolysis. // Proc. SPIE. 1997. 2970, pp. 10-18.
36. Zhao H., Webb R.H., Ortel B. A new approach for noninvasive skin blood imaging in microcirculation. // Optics & Laser Technology. 2002. 34, pp. 51-54.
37. Charvet I., Thueler P., Vermeulen В., Saint-Ghislain M., Biton C., Acquet J., Bevilacqua F., Epeursinge C. and Medal P. A new optical method for the non-invasive detection of minimal tissue alterations. // Phys. Med. Biol. 2002. 47, pp. 2095-2108.
38. Hoffmanny J., L.ubbersy D.W. and Heisezx H.M. Applicability of the Kubelka-Munk theory for the evaluation о f reflectance s pectra demonstrated for haemoglobin-free perfused heart tissue. // Phys. Med. Biol. 1998. 43, pp. 3571-3587.
39. Federici J.F., Guzelsu N., Lim H.C., Jannuzzi G., Findley Т., Chaudhry H.R., and Ritter A.B. Noninvasive light-reflection technique for measuring soft-tissue stretch. // Applied Optics. 1999. 38(31), pp. 6653-6660.
40. Siegemund M., van Bommel J., Ince C. Assessment of regional tissue oxygenation. (Review). // Intensive Care Med. 1999 25, pp. 1044-1060.
41. Weersink R.A., Wilson B.C., Patterson M.S. Determination of in vivo photosensitizer concentrations using diffuse reflectance measurements and associative learning techniques. // proc. SPIE. 2002 4613, pp. 125-134.
42. Jones L.R., Grossweiner L.I., Effects of Photofrin on in vivo skin reflectivity. // Journal of Photochemistry and Photobiology B: Biology. 1996. 33, pp. 153-156.
43. Kollias N., Zonios G., Stamatas G.N. Fluorescence spectroscopy of skin. // Vibrational Spectroscopy. 2002. 28, pp. 17-23.
44. Hunter R.J., Patterson M.S., Farrell T.J. and Hayward J.E. Haemoglobin oxygenation of a two-layer tissue-simulating phantom from time-resolved reflectance: effect of top layer thickness. // Phys. Med. Biol. 2002. 47, pp. 193-208.
45. Kienle A., Glanzmann T. In vivo determination of the optical properties of muscle with time-resolved reflectance using a layered model. // Phys. Med. Biol. 1999. 44, pp. 2689-2702.
46. Torricelli A., Pifferi A., Taroni P., Giambattistelli E. and Cubeddu R. In vivo optical characterization of human tissues from 610 to 1010 ran by time-resolved reflectance spectroscopy. // Phys. Med. Biol. 2001. 46, pp. 2227-2237.
47. Klassen L.M., Macintosh В.J., Menon R.S. Influence of hypoxia on wavelength dependence of differential pathlength and near-infrared Quantification. // Phys. Med. Biol. 2002. 47, pp. 1573-1589.
48. Star W.M. Light dosimetry in vivo. // Phys. Med. Biol. 1997. 42, pp. 763-787.
49. Matas A., Sowa M.G., Taylor G., Mantsh H.M. Melanin as confounding factor in near infrared spectroscopy of skin. // Vibrational Spectroscopy. 2002. 28, pp. 45-52.
50. Mourant J.R., Johnson T.M., Los G., Bigio I.J. Non-invasive measurement of chemotherapy drug concentrations in tissue: preliminary demonstrations of in vivo measurements. // Phys. Med. Biol. 1999. 44, pp. 1397-1417.
51. Weersink R., Patterson M.S., Diamond K., Silver S., Padgett N. Noninvasive measurement of fluorophore concentration in turbid media with a simple fluorescencejreflectance ratio technique. // Applied Optics. 2001. 40(34), pp. 6389-6395.
52. Hammer M., Schweitzer D., Thamm E., Kolb A. Non-invasive measurement of the concentration of melanin, xanthophyll, and hemoglobin in single fundus layers in vivo by fundus reflectometry. // International Ophthalmology. 2001. 23, pp. 279-289.
53. Stamatas G.N., Wu J., Kollias N. Non-Invasive Method for Quantitative evaluation of exogenous compound deposition on skin. // The Journal of Investigative Dermatology. 2002. pp. 295-302.
54. Laufer J.G., Beard P.C., Walker S.P., Mills T.N. Photothermal determination of optical coefficients of tissue phantoms using an optical fibre probe. // Phys. Med. Biol. 2001. 46, pp. 2515-2530.
55. Hully E.L., Nicholsyz M.G., Fosteryxk Т.Н. Quantitative broadband near-infrared spectroscopy of tissue-simulating phantoms containing erythrocytes. // Phys. Med. Biol. 1998. 43, pp. 3381-3404.
56. Hammer M., Schweitzer D. Quantitative reflection spectroscopy at the human ocular fundus. // Phys. Med. Biol. 2002. 47, pp. 179-191.
57. Nomura Y., Hazekiy O., Tamura M. Relationship between time-resolved and non-time-resolved Beer-Lambert law in turbid media. // Phys. Med. Biol. 1997. 42, pp. 1009-1022.
58. Zonios G., Bykowski J., Kollias N. Skin melanin, hemoglobin, and light scattering properties can be quantitatively assessed in vivo using diffuse reflectance spectroscopy. // The Journal of Investigative Dermatology. 2001. 117(6) pp. 1452-1457.
59. Benaron D.A. The future of cancer imaging. // Cancer and Metastasis Reviews. 2002. 21, pp. 45-78.
60. Das B.B., Liu F., Alfano R.R. Time-resolved fluorescence and photon migration studies in biomedical and model random media. // Rep. Prog. Phys. 1997. 60, pp. 227-292.
61. Hammer M, Roggan A, Schweitzer D , Mtiller G: Optical properties of ocular fundus tissue an in vitro study using the double - integrating -sphere technique and inverse Monte Carlo simulation. Phys. Med. Biol. 40 (1995) 963 - 978
62. Bays R., Wagnieres G., Robert D, Mizeret J., Braichotte D., van den Bergh H. Clinical measurement of tissue optical properties in the esophagus. // SPIE. Vol. 2324, pp. 39-45.
63. Jacques S.L. Simple optical theory for light dosimetry during PDT. // Procc. SPIE. 1992. Vol. 1645, pp. 155-165.
64. Stratonnikov A.A., Loschenov V.B., Polikarpov V.S. Photobleacing of native fluorochroms in human skin during laser irradiation // Proc. 8 Congress of the European Society for Photobiology, p. 124, Granada, Spain, September 8-13, (1999).
65. Loschenov V.B., Poleshkin P.V., Stratonnikov A.A., Torshina N.L. The spectroscopy analysis of tissue in vivo. // SPIE 1994. Vol. 2370.
66. Миронов А.Ф. Фотодинамическая Терапия рака — новый эффективный метод диагностики и лечения злокачественных опухолей. // Соросовский Образовательный Журнал. 1996. No.8.
67. Левшин Л.В., Салецкий A.M. Оптические методы исследования молекулярных систем. (Часть 1. Молекулярная спектроскопия.) // Изд-во МГУ, 320с. 1994.
68. Елыпевич М.А. Атомная и молекулярная спектроскопия. // Изд. 2-е. М. Эдиториал УРСС, 896 с. 2001.
69. Jacques S.L., Prahl S.A. Modeling optical and thermal distributions in tissue during laser irradiation. // Lasers Surg. Med. J. 1987. Vol. 6, pp. 494503.
70. Pickering J.W., Moes C.J.M., Sterenborg H.J.C.M., Prahl S.A. and van Gemert M.J.C. Two integrating spheres with an intervening scattering sample. // J. Opt. Soc. Am. A. 1992. Vol. 9, pp. 621-631.
71. Pickering J.W., Prahl S.A., van Wieringen N., Beek J.B., Sterenborg H.J.C.M. and van Gemert M.J.C. A double integrating sphere system for measuring the optical properties of tissue. // Appl. Opt. 1993. Vol. 32, pp. 399410.
72. Murrer L.H.P, Marijnissen J.P.A., Star W.M. Light distribution by linear diffusing sources for Photodynamic Therapy. // Phys. Med. Biol. 1996. 41, pp. 951-961.
73. Fussel W. Approximate theory of the photometric integrating sphere. // National Bureau of Standards Techn. Note 594-7. 1974.
74. Brown R.L. A numerical solution of the integral equation describing a photometric integrating sphere. // Journ. Res. Nat. Bureau of Standards, A. Physics and Chemistry. 1973. 77A, pp. 343-351.
75. De Visser A.C.M., Van de Woude M. Minimization of the screen effect in the integrating sphere by variation of the reflection factor.// Light. Res. & Technology. 1980.12, pp. 42-49.
76. Ohno Y. Integrating sphere simulation: application to total flux scale realization. // Appl. Opt. 1994. 33, pp. 2637-2646.
77. Tardy H.L. Matrix method for integrating sphere calculations. // J. Opt. Soc. Am. 1991. A8, pp. 1411-1418.
78. Clare J.F. Comparison of four analytic methods for the calculation of irradiance in integrating spheres. J. Opt. Soc. Am. 1998. A15, pp. 30863096.
79. Hanssen L.M. Effects of non-Lambertian surfaces on integrating sphere measurements. // Appl. Opt. 1996.35, pp. 3597-3606.
80. Prokhorov A.V., Sapritsky V.I., Mekhontsev S.N. Modeling of integrating spheres for photometric and radiometric applications. // Proc. SPIE 2815. Palmer J.M. Optical radiation measurements III, Ed. 1996. pp. 118-125.
81. Crowther B.G. Computer modeling of integrating spheres. // Appl. Opt. 1996. 35, pp. 5880- 5886.
82. Shirley PW ang С., Z immerman К. M onte С arlo T echniques for Direct Lighting Calculations. // ACM Trans on Graphics. 1966.15, pp. 136.
83. Pickering J.W., Moes C.J.M., Sterenborg H.J.C.M., Prahl S.A. and van Gemert M.J.C. Two integrating sphere with an intervening scattering sample. // J. Opt. Soc. Am. 1992. 9, pp. 621-631.
84. Pickering J.W., Prahl S.A., van Wieringen N., Beek J.F., Sterenborg H.J.C.M. and van Gemert M.J.C. Double-integrating-sphere system for measuring the optical properties of issue. Appl. Opt. 1993. 32, pp. 399-410.
85. Flock S.T., Jacques S.L., Wilson B.C., Star W.M., van Gemert M.J.C. Optical properties of intralipid: a phantom medium for light propagation studies. // Lasers in Surgery and Medicine. 1992.12, pp. 510-519.
86. Van Staveren H.G., Moes C.J.M., Van Marie J., Prahl S.A., van Gemert M .J.C. Light scattering in Intralipid-10% in the wavelength range of 400-1100 nanometers. // Applied Optics. 1991. 30, pp. 4507-4514.
87. Baryshev M.V., Loschenov V.B. Optimization of optical fiber catheter for spectral investigations in clinics. // Proc. SPIE. 1994. Vol. 2084, pp. 106118.
88. Loschenov V.B., Stratonnikov A.A. Spectra line separation method for sophisticated data analysis of biological tissue optical spectra. // Proc. SPIE. 1994. Vol.2081, pp. 237-242.
89. Лощенов В.Б., Стратонников A.A., Волкова А.И., Прохоров A.M. Портативная спектроскопическая система для флуоресцентнойдиагностики опухолей и контроля за фотодинамической терапией. // Российский химический журнал. 1998. №5, том XLII. с.50.
90. Стратонников А.А., Лощенов В.Б., Дуплик А.Ю., Конов В.И. Контроль за степенью оксигенации гемоглобина в тканях и крови при фотодинамической терапии. // Российский химический журнал. 1998. №5, том XLII. с.63.
91. Linkov K.G., Kisselev G.L., Loschenov V.B. Investigation of physical model of biological tissue. // Proceedings of SPIE. Laser-Tissue Interaction and Tissue Optics. 1996. IV, 2923, pp. 58-67.
92. Киселев Г.Л., Лощенов В.Б. Распределение лазерного излучения в биологической ткани при фотодинамической терапии и диагностике. // Российский химический журнал. 1998. №5, том XLII. с.53.
93. Stratonnikov A.A., Edinac N.E., Loschenov V.B. The spectral fluorescent properties of tissues in vivo excited in the red wavelength range. // Abstracts of 7-th Congress of the European Society for Photobiology. 1997. Stresa, Italy, pp.133.
94. Loschenov V.B., Stratonnikov A.A, Steiner R. Laser spectroscopic investigation of vegetation origin food components and PDT aspects. // Wroclaw, Poland. 1997. Acta Biooptica et Informatica Medica NR 1/97. Vol.3. ISSN 1234-5563, p.16.
95. Stratonnikov A.A. and Loschenov V.B. Evaluation of blood oxygen saturation in vivo from diffuse reflectance spectra. // J. Biomed. Optics. 2000. (In press).
96. Stratonnikov A.A., Meerovich G.A. and Loschenov V.B. Photobleaching of photosensitizers applied for photodynamic therapy. // Proc. SPIE. 2000. 3909, pp.81-91.
97. Stratonnikov A.A., Douplik A.Y., Klimov D.V., Loschenov V.B., Mizin S.V. The influence of light irradiation on blood oxygen saturation level in vitro and in vivo during photodynamic therapy. // SPIE. 1998. 3247, pp. 128136.
98. Стратонников A.A., Лощенов В.Б., Дуплик А.Ю. Изменение степени оксигенации гемоглобина крови во время фото динамическойтерапии. II «Фотодинамическая терапия». Материалы III Всероссийского симпозиума 11-12 ноября 1999 года. Москва, стр. 197-213.
99. Linkov K.G., Kisselev G.L., Loschenov V.B. Determination of optical properties of biological tissue in its depth. // Proc. SPIE. 1998. Vol. 3196, pp. 210-217.
100. Linkov K.G., Kisselev G.L., Loschenov V.B. Investigations of physical model of biological tissue. // Proc. SPIE. 1996. Vol. 2923, pp. 58-67.
101. Loschenov V.B., Kuzin M.I., Artjushenko V.G., Konov V.I. Study of tissue fluorescence spectra in situ. // SPIE Proc. 1989. Vol. 1066, pp. 271274.
102. Loschenov V.B., Steiner R. Spectra investigation methods of biological tissues. Technique. Experiments. Clinics. // SPIE Proc. 1993. Vol. 2081, pp. 96-108.
103. Stratonnikov A.A., Loschenov V.B. Evaluation of blood oxygen saturation in vivo from diffuse reflectance spectra. // J. Biomed. Optics. 2001. Vol.6, pp.457-467.
104. Loschenov V.B., Meerovich G.A., Kiselev G.L. and Stratonnikov A.A. Physical and photo-chemical aspects of photodynamic therapy. // Proc. of Workshop on Optical Technologies in Biophysics and Medicine II. Saratov, Russia. 2000. October 3-6.
105. Лощенов В.Б., Стратоников A.A. Физические основы флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии. // Сборник трудов МИФИ. 2000. Том 4, с. 53-54.
106. Stratonnikov А.А., Edinak N.E., Loschenov V.B., Meerovich G.A. The light absorption spectroscopy as a tool to control PDT in clinics. // Acta Bio-Optica et Informatica Medica. 1997. Vol.3, p.5.
107. Stratonnikov A.A., Douplik A.Y., Loschenov V.B. Oxygen Consumption and Photobleaching in Whole Blood Incubated with Photosensitizer Induced by Laser Irradiation. // J. Laser Physics. 2003.
108. Welch A.J., Yoon G., van Gemert M.J.C. Practical models for light distribution in laser irradiated tissue. // Las. Surg. Med. 1987. Vol. 6, p. 488.
109. M.S. Patterson, B.C. Wilson, D.R. Wyman: "The propagation of optical radiation in tissue 1. Models of radiation transport and their application", Las. Med. Sci., Vol. 6, 1991, p.155.
110. Patterson M.S., Wilson B.C., Wyman D.R. The propagation of optical radiation in tissue. Optical properties of tissue and resulting fluence distributions. // Las. Med. Sci. 1991. Vol. 6, p.379.
111. Yoon G., Welch A.J., Motamedi M. et al. Development and application of three-dimensional light distribution model for laser irradiated tissue // IEEE J. Quantum Electr. 1987. Vol. 23, N 10. P.1721-1733.
112. Duck F.A. Physical properties of tissues: a comprehensive reference book. L., Academic, 1992.
113. Selected papers on tissue optics: applications in medical diaghoctics and therapy / Ed. V.V. Tuchin. Bellingham, SPIE, 1994. Vol. MS 102.
114. Jacques S.L. Monte Carlo modeling of light transport in tissue // Tissue Opt. / Eds A.j. Welch, M.C.J, van Gemert. N.Y., Academic, 1992.
115. Dosimetry of laser radiation in medicine and biology / Edv G.V.Muller, D.H.Sliney // Bellingham; Washington, SPIE Inst. Advanced Opt. Techn., 1989. Vol. IS5.
116. Anderson R.R., Parrish J.A. Optical properties of human skin // the science of photomedicine / Eds J.D.Regan, J.A.Parrish. N.Y., Plenum Press, 1982. P. 147-194.
117. Cheong W.F., Prahl S.A., Welch A.J. A review of the optical properties of biological tissues // IEEE J. Quantum Elect. Vol. 26 N 12. P. 2166-2185.
