Диссертация (1174376), страница 7

Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 7)

Что касается канцерогенного действия, потенциальный риск развитиярака кожи окончательно не установлен, однако большинство ученых считают, чториск развития опухолей при лечении данным методом гораздо меньше, чем приПУВА-терапии. По сравнению с ПУВА-терапией, данный длинноволновыйУФ-диапазон не включает волны 320-340 нм, характеризующийся более высокимканцерогеннымпотенциалом.Имеютсяданныеоразвитииопухолей(плоскоклеточный рак кожи, меланома, карцинома из клеток Меркеля) в процессепроведения УФА-1 терапии у больных, получавших в течение длительноговремени перед фототерапией иммуносупрессивные препараты (циклоспорин,метотрексат, преднизолон) [101, 197].Преимуществами УФА-1 терапии по сравнению с ПУВА-терапией являютсяменьший перечень противопоказаний и побочных действий, не требуется приемфотосенсибилизирующихпрепаратов,всвязисчемневозникаетфотосенсибилизации кожи и глаз, возможность проведения в более раннемвозрасте,атакжеусоматическиотягощенныхбольных,имеющих35противопоказаниякприменениюфотосенсибилизаторов,чтопозволяетрассматривать данный вид фототерапии как возможный перспективный методлечения КПЛ.1.3.Оптические методы диагностики в дерматологии1.3.1.

Оптические свойства биотканей: общие положенияОптика биотканей является достаточно хорошо проработанной областьюсовременной прикладной и фундаментальной науки; по данному направлению запоследние два десятилетия опубликованы сотни ключевых работ в престижныхмеждународных изданиях, изданы десятки основополагающих монографий (см.,например, [15, 16, 45, 50, 52, 63, 71, 84, 87, 89, 90, 96, 129, 190, 191].

Тем не менее,в настоящее время существует устойчивый интерес к дальнейшему развитиюдиагностических и терапевтических методов для лабораторных и клиническихприменений с использованием оптического излучения ближнего УФ, видимого иближнего ИК диапазонов. Это обусловлено, с одной стороны, такимипривлекательными свойствами оптического воздействия на биоткани, какбиологическая безопасность и высокая информативность диагностическихпроцедурсприменениемоптическихметодов(возможностьмногопараметрической диагностики) в сочетании с потенциальной возможностьюдостиженияразрешающейспособностинасубмикронномуровне(этоопределяется длиной волны используемого излучения, находящейся в интервалеот 0,4 до 1,5 мкм).

С другой стороны, многие аспекты взаимодействия света сбиологическими тканями, несмотря на весьма существенную проработку этойтемы, до конца не прояснены; исследования, направленные на решение такихпроблем, будут способствовать дальнейшему развитию оптических методов длябиомедицинских применений до нового качественного уровня.С оптической точки зрения подавляющее большинство биологическихтканей, включая кожу, представляют собой случайно-неоднородные многократнорассеивающие среды, и наиболее приемлемыми подходами для количественного36описания взаимодействия излучения с тканью являются различные приближениятеории переноса излучения (в частности, диффузионное приближение) [9, 44, 50,67, 80, 189].

В то же время, в случае зондирования поверхностных слоев ткани(т.е. на малых расстояниях от поверхности ткани и вблизи источниковзондирующего излучения) диффузионное приближение дает значительныепогрешностивописаниипроцессараспространениясветаипоэтомунеприменимо. В подобных случаях может быть использовано численное решениестационарного или нестационарного переноса излучения (в том числе и сиспользованием Монте-Карло моделирования) [83, 105, 124, 164, 175].Характеристики светового поля, полученные в рамках теории переноса излучения(ТПИ) могут быть также использованы для описания когерентных эффектов привзаимодействии лазерного излучения с тканями (например, при лазернойдиагностике микроциркуляции крови в дерме [84]).В качестве оптических параметров, контролирующих распространениесвета в тканях в рамках ТПИ, принимаются коэффициент поглощения  a ,коэффициент рассеяния  s и параметр анизотропии рассеяния, или среднийкосинус угла рассеяния g .

Все три параметра существенно зависят от длиныволны зондирующего излучения  . В рамках диффузионного приближенияограничиваются рассмотрением только двух параметров; помимо коэффициентапоглощения, вводят также приведенный, или транспортный коэффициентрассеяния  s , определяемый как  s   s 1  g  . Поскольку 0  g  1 , то  s   s .Случай s   sсоответствует так называемому изотропному рассеянию,типичному для сред с характерным размером неоднородностей, существенноменьшим  . В большинстве случаев для биотканей имеет место соотношение s   s (анизотропное рассеяние).Как правило, в оптической диагностике биотканей используется оптическоеизлучениесдлинамиволн,соответствующимитакназываемому«терапевтическому окну» (0,6 мкм – 1,3 мкм); в данной спектральной областиотсутствует выраженное поглощение характерных для биотканей хромофоров37(воды, гемоглобина, белков, меланина и др.).

Поэтому в данном случае  a   s ираспространение света в биотканях контролируется в основном рассеянием. Приописаниипереносахарактерныхтранспортнуюсветавслучайно-неоднородныхпространственныхдлинуl *  1  s .масштаба:Физическийдлинусмыслсредахрассеянияданныхвводятдваl  1 sипараметровследующий: длина рассеяния определяет среднее расстояние в среде, проходимоесветовой волной между двумя последовательными актами рассеяния, атранспортная длина – расстояние, на котором происходит полное преобразованиенаправленной составляющей излучения в диффузную.

Кроме того, при in vivoзондировании биотканей в режиме регистрации обратно рассеянного излученияl * определяет характерную глубину проникновения зондирующего излучения вткань. Направленная составляющая по мере увеличения глубины проникновенияв ткань z убывает по обобщенному закону Бугера I exp   s z   I exp  z l  ( I –интенсивность направленной составляющей на входе в среду). При существенномвкладепоглощенияданныйзаконI exp   s   a z   I exp  z1 l  1 l a  , где laпреобразуетсяквиду– длина поглощения излучения всреде.Изменение оптических параметров биотканей является достаточно сложнойи трудоемкой задачей и в большинстве случаев выполняется на in vitro образцах,причем результаты сильно зависят от прижизненного состояния ткани и условийхранения образца.

Полученные различными исследователями данные для одной итой же ткани могут отличаться друг от друга на десятки и даже сотни процентов.Достаточно исчерпывающие обзоры по оптическим характеристикам различныхбиотканей приведены в [9, 44, 45, 50, 67, 75, 80, 87]. «Золотым стандартом» втехнике измерений оптических характеристик тканей является применение двухинтегрирующих сфер [44, 49, 75, 120, 143] для одновременного измерениякоэффициентов диффузного отражения Rd и диффузного пропускания Td слояткани, расположенного между сферами (рисунок 1.1). Для получения всех трехпараметров,характеризующихбиоткань(коэффициентапоглощения,38коэффициента рассеяния и параметра анизотропии рассеяния) также необходимоизмерить коэффициент коллимированного пропускания образца, определяющегозатуханиенаправленнойсоставляющейизлучениявслоетканиTc  exp   a   s L , где L – толщина образца ткани.Рисунок 1.1 – Традиционная схема измерения оптических параметров in vitroбиотканей: 1 – широкополосный источник излучения; 2 – интегрирующие сферы;3 – зондируемый образец; 4 – оптоволоконный спектрометр; 5 – портыинтегрирующих сфер (5a-входной порт, 5b-выходной порт); Rd – коэффициентдиффузного отражения; Td – коэффициент диффузного пропускания; Tc –коэффициент коллимированного пропусканияС использованием измеренных значений Rd , Td и Tc для различных длинволн зондирующего излучения решается обратная задача восстановленияспектров  a   ,  s   и g   .

Для решения данной задачи наиболее частоприменяются модифицированный С. Пралем метод добавления-удвоения (addingdoubling technique, [161]) и метод инверсного Монте-Карло. В последнем случаепроцедура получения оптических параметров биоткани для заданной длиныволныпроизводитсяследующим образом:задаютсястартовые значения39оптических параметров, исходя из априорных предположений, затем с помощьюметода Монте-Карло вычисляются значения Rd ,c , Td ,c и Tc ,c , сравниваются саналогичными измеренными величинами Rd ,m , Td ,m и Tc ,m , и с использованиемалгоритмов Ньютона или Левенберга-Марквардта по невязкам Rd ,m  Rd ,c , Td ,m  Td ,cи Tc ,m  Tc ,c вычисляются коррекции  a ,  s и  g . После этого процедуравычисления Rd ,c , Td ,c и Tc ,c повторяется и снова вычисляются коррекции.Итерации продолжаются до тех пор, пока все невязки не достигнут требуемыхминимальных значений.

Характеристики

Список файлов диссертации