Начало >> Статьи >> Архивы >> Лазерная диагностика в биологии и медицине

Лазерная интерферометрия - Лазерная диагностика в биологии и медицине

Оглавление
Лазерная диагностика в биологии и медицине
Взаимодействие лазерного излучения с биологическими системами
Лазеры для диагностики биологических объектов
Техника безопасности
Лазерная нефелометрия
Лазерная поляризационная нефелометрия
Индикатор иммунологических реакций
Проточные анализаторы микрочастиц
Лазерная спектроскопия квазиупругого рассеяния
Методы обработки сигнала
Диагностика биологических объектов на основе измерения коэффициентов диффузии
Диагностика на основе регистрации скоростей направленного движения
Лазерная доплеровская спектроскопия живых клеток
Лазерная интерферометрия
Голографические методы диагностики
Абсорбционно-трансмиссионный анализ с использованием перестраиваемых лазеров
Абсорбционная спектроскопия быстропротекающих процессов
Калориметрические методы диагностики
Экспериментальные исследования оптико-акустическим методом
Конструкции спектрофонов и зондов
Области применения калориметрических методов
Физические основы спектроскопии КР
Применение спектроскопии КР в биохимических исследованиях
КР-микроскопия биологических структур
Применение спектроскопии КР в офтальмологии
Лазерный флуоресцентный анализ
Микроскопия и микроспектрофлуориметрия
Примеры применения лазерной флуоресцентной диагностики
Дистанционная флуоресцентная диагностика растений
Заключение

Глава 4
ИНТЕРФЕРОМЕТРИЧЕСКИЕ И ГОЛОГРАФИЧЕСКИЕ МЕТОДЫ ДИАГНОСТИКИ
Рассматриваемые в данной главе методы применимы главным образом к практически прозрачным биологическим объектам, к которым относятся в первую очередь оптические ткани глаза. Кроме того, для интерферометрических методов, в частности лазерной интерферометрии и спекл-интерферометрии, одной из принципиальных особенностей является использование их в качестве анализатора сетчатки глаза человека.
4. li Лазерная интерферометрия
Лазерная ретинометрия. Классические методы исследования функции зрения человека сводятся к определению остроты зрения и поля зрения, которые в значительной степени зависят от состояния прозрачных сред глаза. От этого избавлен метод определения ретинальной остроты зрения (РОЗ), позволяющий определять разрешающую способность сетчатки. При ретинометрии лазерный пучок делят на два пучка приблизительно равной интенсивности и направляют их в глаз таким образом, чтобы они перекрывались на сетчатке. В результате наложения когерентных пучков на сетчатке образуется интерференционная картина в виде полос. Влияние рефракции глаза на число полос в значительной мере исключается, если оба пучка фокусируются в узловой плоскости глаза (рис. 4.1). Расстояние между двумя соседними максимумами интерференционной картины на сетчатке определяется по формуле
(4.1)
где'2/ — расстояние между двумя источниками в узловой плоскости глаза, D — среднее расстояние от угловой плоскости глаза до сетчатки, λ — длина волны лазерного излучения.
Нормальная острота зрения определяется как угловая разрешающая способность глаза. В данном случае она
Фокусировка лазерных пучков при ретинометрии
Рис. 4.1. Фокусировка лазерных пучков при ретинометрии для двух случаев ширины интерференционных полос на глазном дне: 1 — объектив, 2 — роговая оболочка глаза, 3 — хрусталик, 4 — сетчатка, 5 — изображение на глазном дне
характеризуется плотностью интерференционных линий на градус угла зрения:
(4.2)
Плотность линий не зависит от расстояния между узловой плоскостью глаза и сетчаткой, поэтому она одинакова для глаз как с соразмерной, так и несоразмерной рефракцией. Для глаз с соразмерной рефракцией наложение пучков будет полным, в то время как при несоразмерной рефракции пучки на сетчатке расходятся и наблюдается лишь частичное перекрытие. Однако на практике этим эффектом обычно пренебрегают, так как даже при аметропии dr 15 дптр область перекрытия пучков, в которой возникают полосы, уменьшается всего на 2° [1]. Этот факт определяет неоспоримое достоинство метода ретинометрии, поскольку процедура определения РОЗ неизменна для любых глаз. Следует также отметить, что метод определения РОЗ достаточно эффективно можно применять и при наличии непрозрачных оптических сред глаза, в частности при катарактальном хрусталике.
При сопоставлении РОЗ с остротой зрения, определяемой по таблице оптотипов, необходимо иметь в виду в основном
угловую ширину полос. При этом учитывается, что угловое разрешение глаза в 1 угл. мин считается остротой зрения, равной единице [2]. Пусть ах — угловое расстояние между полосами, S — угловая ширина полосы, тогда плотность полос на градус угла зрения N=l/au а острота зрения в предположении одинаковой ширины светлых и темных полос V=l/S=2aj. Таким образом, при остроте зрения, равной единице, S=l, плотность полос на угол зрения составляет одну линию на 2 угл. мин или 30 полос на градус, что соответствует нормальной остроте зрения, определяемой по таблице оптотипов. Обычно, при ретинометрии пациент способен различить полосы с угловой шириной, меньшей единицы, что объясняется прежде всего тем, что определить направление полос легче, чем различить оптотип таблицы, имеющей более сложную конфигурацию. Поэтому в литературе за единицу РОЗ чаще всего принимается величина, равная 33 полосам на градус поля зрения [3].
Как показали проведенные экспериментальные исследования и анализ литературных данных, прибор для определения РОЗ — ретинометр должен удовлетворять следующим требованиям. Во-первых, при определении РОЗ должна быть обеспечена четкая и стабильная картина интерференционных полос на глазном дне, во-вторых, должно быть предусмотрено устройство для контроля за восприятием” пациентом направления интерференционных полос, для чего обычно применяется устройство, позволяющее менять направление полос на 180°. Фокусировку лазерного излучения, очевидно, удобнее всего производить под контролем щелевой лампы, что особенно важно при наличии помутнений в хрусталике глаза для поиска в нем микроскопических просветов. Диапазон измерения РОЗ должен быть в пределах 0,01—1,5, поле зрения — 5—6°.
Различные схемы лазерных ретинометров, использующиеся как в экспериментальной, так и в клинической практике, детально описаны в [5]. Прибор для определения РОЗ, получивший распространение и в СССР, выпускает фирма Rodens.tock (ФРГ) [3]. Он построен на основе набора плоскопараллельных пластин, выполняющих роль интерференционных элементов (рис. 4.2). Свет от лазера / фокусируется на поверхности плоскопараллельной пластины 3 линзой 2. Линзы 2 и 6 образуют телескопическую систему с 20-кратным увеличением, позволяющим получить поле зрения прибора не менее 5°. Плоскопараллельные пластины 3 различной толщины расположены на диске, при вращении которого регулируется диапазон измерения РОЗ.
Призма Дове 4 служит для изменения направления интерференционных полос.

Рис. 4.2. Схема ретинометра фирмы Rodenstock (ФРГ) [3]
Ретинометр конструктивно расположен на микроскопе 5 щелевой лампы, фокусировка излучения происходит с помощью выходного объектива микроскопа. Достоинства прибора — простота конструкции, малые габаритные размеры и масса, а также его расположение на щелевой лампе, определяют широкое распространение такого ретинометра в медицинской практике.
Схема анализатора
Рис. 4.3 Схема анализатора АРОЛ-1
Однако возможность только дискретного измерения РОЗ и технологические трудности получения тонких пластин для определения РОЗ ниже 0,1 ограничивают его использование, особенно для научных исследований.
Применение бипризмы Френеля для разделения лазерного луча позволило создать устройство, широко используемое в первых опытно-клинических исследованиях для отработки методик определения РОЗ [4].
Лазерный ретинометр АРЛ-1 (анализатор ретины лазерный) позволяет плавно менять ширину интерференционных полос с помощью набора клиновидных пластин, размещенных на поворотном диске [5]. Этот прибор обеспечивает широкий диапазон измерения РОЗ в пределах 0,03—1,2, большое поле зрения — до 8°. Большое поле зрения позволило использовать анализатор APJ1-1 для стимуляции тканей сетчатки путем непрерывного изменения ширины интерференционных полос, т. е. рекомендовать прибор и как терапевтический. Следует отметить, что отсутствие надежной возможности визуального контроля точки входа лучей в глаз пациента и сравнительно большие габариты являются недостатками прибора.
Анализатор ретинальной остроты APOJI-1 свободен от недостатков, присущих описанным выше приборам. Во- первых, он выполнен как приставка к стандартной щелевой лампе без ее модернизации; во-вторых, в отличие от ретинометра фирмы Rodenstock, прибор позволяет плавно менять ширину интерференционных полос в пределах 1,8— 60 угл. мин, что соответствует изменению остроты зрения, определяемому по таблице оптотипов, 0,01—1,2 соответственно. Наличие манипулятора позволяет эффективно использовать прибор для определения РОЗ и при значительных помутнениях глазных тканей путем поиска под контролем микроскопа щелевой лампы прозрачных участков.
Оптическая схема анализатора АРОЛ-1 представлена на рис. 4.3. На оптической оси прибора последовательно расположены: Не — Ne лазер 1 типа ЛГ-66; телескоп, образованный линзами 2 и 3; интерферометр Жамена (плоскопараллельные пластины) 5. В одной из ветвей интерферометра установлен оптический клин с переменным преломляющим углом, образованный двумя линзами: плоско-вогнутой 6 и плоско-выпуклой 7, составляющих в сумме плоскопараллельную пластинку. Линза 7 может перемещаться относительно линзы 6 в плоскости, перпендикулярной плоскости чертежа. Далее вдоль оптической оси расположены: объектив, образованный линзами 8 и 9, и поворотное зеркало манипулятора 10. Все элементы оптической схемы ретинометра установлены в одном корпусе и закреплены на микроскопе щелевой лампы 11. В плоскости предметов микроскопа щелевой лампы располагается входной зрачок пациента 13. Для ослабления мощности лазерного излучения до безопасного уровня служит ослабитель 4. Призма Дове 12 позволяет менять направление интерференционных полос на 180°.
Отклонение ах одного из лазерных пучков зависит от перемещения Д линзы 7 от оси и определяется выражением ax=arctg (ДIF), где F — фокусное расстояние линзы. Таким образом, перемещением линзы 7 относительно линзы 6 можно менять расстояние между вторичными источниками
на роговице глаза и, следовательно, ширину интерференционных полос на сетчатке глаза.
К настоящему времени определение РОЗ превратилось в «рутинный» метод дифференциальной диагностики функциональной способности глаза, причем получаемая с помощью ретинометров информация недоступна другим диагностическим методам. Определение РОЗ позволяет прогнозировать результаты хирургического и консервативного лечения при аномалиях рефракции, дефектах оптического аппарата глаза и заболеваниях сетчатки, в том числе при острых нарушениях кровообращения в ретинальных артериях, а также при начальных и незрелых катарактах. И только при плотных травматических катарактах и зрелых старческих катарактах, а также при интенсивных тотальных помутнениях роговицы проводить измерения РОЗ обычно не представляется возможным из-за значительного рассеяния лазерного излучения.
Измерение толщины роговой оболочки глаза. Развитие лазерных интерферометрических методов измерения толщины роговой оболочки глаза особенно актуально в связи с широким внедрением в медицинскую практику операции кератомии, с помощью которой изменяют кривизну роговицы и соответственно рефракцию глаза, так как по сравнению с используемыми в настоящее время методами они обеспечивают более высокую точность, значительное пространственное разрешение и дистанционность измерений.
Рассмотрим один из таких методов, при котором сфокусированный пучок Не—Ne лазера (Х=632,8 нм) отражается от передней и задней поверхностей объекта. Регистрируя, например, на фотопластинке ширину полос интерференционной картины, формируемой за счет отражения лазерных пучков от задней и передней поверхностей роговой оболочки, можно определить толщину роговицы. Пусть на роговицу падает лазерный пучок интенсивности /0, а от передней и задней ее поверхности отражаются пучки интенсивности If и /г (рис. 4.4). Тогда, считая роговицу сферическим слоем, ее толщину можно представить в виде [8]
(4.3)
где Rp — радиус кривизны роговицы*

п — показатель преломления роговицы, /0 — расстояние от роговой оболочки до экрана, s — ширина интерферендионной полосы, ап — угол падения лазерного излучения на внешнюю поверхность роговицы.

Рис. 4.5. Схема прибора для измерения толщины роговицы
На рис. 4.5 представлена схема прибора для определения толщины роговицы. Световой пучок Не—Ne лазера 1 после расширения до диаметра 10 мм телескопом 2 фокусируется с помощью объектива 3 на внешней поверхности роговицы под углом 45° к оси роговицы 4. От внешней и задней поверхности отражаются два луча, которые интерферируют друг с другом, и интерференционная картина проецируется

Рис. 4.4. Схема отражения света от поверхности роговицы
объективом 8 на видикон телекамеры 9. Интерференционный фильтр 6 и поляризатор 7 служат для устранения фоновой засветки и посторонних бликов, призма Дове 5 и объектив
— для ориентации и фокусировки интерференционных полос на видиконе. Вся конструкция прибора монтируется как приставка к щелевой лампе, под контролем микроскопа 1C которой осуществляется точная фокусировка излучения на роговице глаза и выбор необходимой точки измерений.
Сигнал с видеоусилителя телемонитора поступает на блок обработки сигнала, состоящий из блоков выбора телевизионной строки и индикации, и далее в микро-ЭВМ. Микро-ЭВМ выдает информацию о координатах и результатах измерений на печатающее устройство. Проведенные испытания прибора показали перспективность его применения в клинической практике, причем диапазон измерений толщины роговицы составил 0,5—1 мм с погрешностью измерений не хуже 0,5—1,0 %.

Спекл-интерферометрия. Наиболее чувствительным из известных методов определения рефракции является метод лазерной рефрактометрии, основанный на наблюдении спекл-картины на движущемся экране. Принцип метода поясняется рис. 4.6. С помощью оптической системы лазерное пятно проецируется на экран, который перемещается относительно глаза пациента.
Схема лазерной рефрактометрии
Рис. 4.6. Схема лазерной рефрактометрии
Направление движения спекл- картины зависит от рефракции глаза: при гиперметропии направление движения картины совпадает с направлением движения экрана (положение I), при миопии — не совпадает (положение III), а при эмметропии пациент не различает направления перемещения (положение II). Нейтрализуя движение спекл-картины с помощью коррегирующих линз, устанавливают степень рефракции глаза.
В качестве экрана обычно используется вращающийся барабан с металлизированной поверхностью [10], причем угловая скорость а» вращения барабана радиуса R6 связана с линейной скоростью v выражением [11]
(4.4)
где Ф и Р — углы падения на экран и наблюдения лазерного пучка. Экспериментально установлено, что для получения максимальной чувствительности и повторяемости результатов при определении остроты зрения с помощью лазерной рефрактометрии угловая скорость © должна изменяться в пределах 1/8—1/12 мин-1. Чувствительность метода не хуже 0,125 дптр, хотя при этих исследованиях иногда не полностью исключаются аккомодационные механизмы.
При помощи наблюдения спекл-картины можно изучать Динамику кровотока в кровесносных сосудах сетчатки
[П. 33]. В этом случае для регистрации спекл-поля отраженного от глазного дна пучка света Не — Ne лазера (λ= =632,8 нм) используют кинокамеру 112]. Когерентная пространственная фильтрация изображений на кинопленке позволяет выделить области со смазанными спеклами. При этом по разности контрастов областей со смазанными спеклами определяют распределение скоростей кровотока в сосудах сетчатки в широком диапазоне скоростей [13].
Локальный кровоток в пальцах рук определялся в [141 с помощью изменяющейся во времени спекл-структуры (динамическая спекл-структура). Очевидно, метод доплеровского измерения скорости потока крови ограничен случаями, когда кровеносный сосуд можно экспонировать лазерным пучком, как это имеет место в случае сетчатки глаза, или когда в него можно ввести соответствующий зонд. Однако при измерениях потока крови у поверхности кожи происходит полное усреднение распределения фаз светового поля, поэтому в подобных случаях можно говорить о динамической спекл-структуре. Было замечено, что при регистрации спекл-структуры от освещенной фаланги пальца картина флуктуировала случайным образом, однако при увеличении времени экспозиции до 1 с она размывалась (уменьшался контраст) и стабилизировалась, если не происходило никаких внешних изменений. При наличии возмущений контрастность становится функцией этих возмущений. При этом при исследованиях локального кровотока быстрый компонент составляющей спекл-картины обусловлен движением крови в капиллярах, медленный — деформацией или колебаниями внешней поверхности кожи.
Клинические опыты проводились на установке, в которой участок кожи освещался пучком света Не — Ne лазера (Л=632,8 нм) с помощью многомодового оптического волоконного световода с диаметром сердцевины 80 мкм, а рассеянный световой сигнал собирался одномодовым волоконным световодом с диаметром сердцевины 5—7 мкм. Использование двух типов волокон давало высокую мощность освещения, большое отношение сигнал/шум за счет устранения колебаний волокна в отличие от применения многомодовых световодов [15]. Анализ рассеянного света спектроанализатором для различных участков кожи человека показал, что спектральная плотность монотонно спадала при увеличении частоты, а по наклону спектральной кривой определялся относительный поток крови в различных экспериментальных условиях.



 
« Кровохарканье и легочное кровотечение   Лапароскопическая аппендэктомия у детей »