MD869Z - Metodă de captare optică a particulelor mobile în ţesuturile biologice - Google Patents

Abstract

Invenţia se referă la metode de captare optică a particulelor mobile în ţesuturi biologice cu penseta optică şi poate fi utilizată pentru a studia proprietăţile structurale, biofizice, morfologice şi optice ale particulelor unui ţesut biologic in vivo şi interacţiunile lor cu mediul înconjurător pentru reţinerea particulelor într-un anumit loc în ţesutul biologic sau manipularea cu ele.Metoda de captare optică a particulelor mobile în ţesuturile biologice constă în determinarea adâncimii de localizare a particulei mobile, formarea unui fascicul paralel de lumină coerentă a laserului cu o lungime de undă de iradiere optimă, selectată în funcţie de valoarea adâncimii de localizare a particulei mobile, iradierea ţesutului cu acest fascicul şi captarea particulei mobile.

Description

Invenţia se referă la metode de captare optică a particulelor mobile în ţesuturi biologice cu penseta optică şi poate fi utilizată pentru a studia proprietăţile structurale, biofizice, morfologice şi optice ale particulelor unui ţesut biologic in vivo şi interacţiunile lor cu mediul înconjurător pentru reţinerea particulelor într-un anumit loc în ţesutul biologic sau manipularea cu ele.

La modificarea densităţii fluxului I de câmp de lumină de-a lungul unei axe arbitrare x, apare forţa de origine electromagnetică (Fgrad), care acţionează asupra particulelor dielectrice mobile aflate în regiunea spaţială a modificării fluxului. Valoarea absolută a forţei Fgrad depinde de gradientul dI/dx - de-a lungul axei x, precum şi de parametrii optici şi structurali ai particulelor mobile şi ai mediului în care se află. Forţa Fgrad, numită forţă de gradient, se foloseşte în capcane optice (pensete cu laser) pentru a capta, deplasa şi efectua alte tranzacţii fără contact cu particule mobile mici [1].

Este cunoscută o metodă de captare a particulelor dielectrice într-o capcană optică, creată de presiunea luminii Fp generată de una sau mai multe surse laser. Forţa acţionează în direcţia de propagare, iar valoarea lor absolută este egală cu

,\tab(1)

unde A - coeficientul de reflexie a luminii pentru particulă [2].

Dezavantajele acestor metode constau în formarea unor forţe slabe şi imposibilitatea de a fi utilizate pentru captarea particulelor în ţesuturi din cauza necesităţii de a utiliza iradieri cu densităţi de putere mare (E0) ale suprafeţei ţesutului pentru crearea forţei necesare. Creşterea E0 provoacă încălzirea excesivă a ţesuturilor şi poate cauza leziuni sau deces.

De asemenea, este cunoscută metoda în care gradientul densităţii fluxului de lumină este creat de interferenţa a două fascicule de la lasere monomod cu lungime de undă λ = 632,8 nm. Aceste fascicule sunt îndreptate spre particulă, care, datorită acţiunii forţelor de gradient, sunt capturate în apropiere de maximele (porţiuni luminoase) imaginii de interferenţă [3].

Dezavantajul acestei metode este imposibilitatea aplicării ei în condiţiile in vivo, deoarece lumina cu o lungime de undă de 632,8 nm nu exercită forţa necesară Fgrad la o gamă largă de adâncimi ale ţesutului z, unde poate fi capturată particula. În plus, din cauza disipării luminii în ţesut imaginea de interferenţă formată în profunzimea mediului este, de obicei, foarte neclară în spaţiu, ceea ce duce la o reducere considerabilă a gradientului densităţii de flux, şi, prin urmare, a forţei de gradient Fgrad.

Cea mai apropiată soluţie este o metodă de captare a particulelor biologice în capcana optică creată de lumină infraroşie emisă cu laser de o lungime de undă fixă într-un interval 800…1800 nm. Lumina laser cade pe o lentilă convergentă cu distanţa focală scurtă, iar în punctul de focalizare (constricţia fasciculului) este format un gradient mare al câmpului luminii şi forţa corespunzătoare Fgrad. Raza laser convergentă este îndreptată într-o arie, care conţine o particulă, ce este captată în apropierea punctului focal al lentilei convergente [4].

Dezavantajul acestei metode este imposibilitatea utilizării acesteia în ţesutul in vivo, deoarece diapazonul de lungimi de undă infraroşie nu oferă mărimea dorită a forţei Fgrad la o gamă largă de adâncimi ale ţesutului z, unde poate fi captată particula. În plus, din cauza disipării puternice a luminii în ţesut, regiunea de constricţie a fasciculului este de obicei spaţial neclară, ceea ce duce la o reducere considerabilă a gradientului de densitate de flux şi, prin urmare, a forţei Fgrad. De asemenea, metoda nu răspunde la întrebarea, ce lungime de undă a radiaţiei laser este optimă pentru captarea particulei la o anumită adâncime z în ţesut din punct de vedere al asigurării puterii maxime de captare a particulei.

Problema pe care o rezolvă invenţia constă în elaborarea unei metode de captare a unei particule mobile într-o gamă largă de adâncimi ale ţesutului, formând o forţă maximă de captare a particulei mobile, cu încălzirea minimă a ţesutului.

Metoda, conform invenţiei, înlătură dezavantajele menţionate mai sus prin aceea că constă în determinarea adâncimii z de localizare a particulei mobile, formarea unui fascicul paralel de lumină coerentă a laserului cu o lungime de undă de iradiere λ* optimă, selectată în funcţie de valoarea z, care:

pentru z < 0,1 mm este λ* = 450 nm şi

pentru z ≥ 0,1 mm este λ* ={1250[1 - exp(-z/1,35)]} nm,

iradierea ţesutului cu acest fascicul şi captarea particulei mobile.

Invenţia se explică prin desenele din fig. 1-3, care reprezintă:

– fig. 1, structura radială a densităţii fluxului I(r) în ţesutul moale pentru derma pielii la lungimea de undă λ = 600 nm (curbe continue) şi 700 nm (curbe punctate) cu gradul de oxigenare a sângelui S = 0,5 (fig. a, c) şi 0,97 (fig. b, d) cu densitatea volumică a sângelui Cb = 0,04 (fig. a, b) şi 0,02 ( fig. c, d) şi concentraţia volumică a melaninei Cm = 0,08, z = 1 mm, E0 = 1 W/cm2;

– fig. 2, dependenţa gradientului forţei F, generată de fasciculul de lumină laser la o adâncime z = 0,16 (curba 1), 0,2 (curba 2), 0,5 (curba 3), 1 (curba 4), 2 (curba 5), 4 (curba 6) şi 8 mm (curba 7), la iradierea pielii la diferite lungimi de undă λ = 400…1800 nm;

– fig. 3, dependenţa calculată (curba continuă) şi după aproximare (curba punctată) a lungimii de undă λ* de iradiere, care asigură un gradient de forţă maximal Fmax, în funcţie de adâncimea z a particulelor captate în derma pielii.

Dispersia fasciculului de radiaţie coerentă în ţesuturile biologice duce la formarea în interiorul ţesutului a structurii speckle a câmpului luminii. Structura speckle este rezultatul interferenţei luminii împrăştiate la unghiuri mici faţă de direcţia de incidenţă a luminii [Иванов А. П., Кацев И. Л. О спекл-структуре светового поля в дисперсной среде, освещенной лазерным пучком, Квантовая электроника, 2005, Т. 35, № 7, с. 670 - 674]. În plan radial sau în plan perpendicular pe această direcţie, structura prezintă regiuni luminoase şi întunecate, numite speckles. Această modificare a densităţii de flux I provoacă formarea Fgrad, care poate fi calculată cu formula

,(2)

unde c = cm/s - viteza luminii în mediu,

n - valoarea absolută a indicelui de refracţie al mediului,

- polarizabilitatea specifică a particulei,

m = np/n - indicele de refracţie relativă a particulei,

np - valoarea absolută a indicelui de refracţie a particulelor,

R - raza sferei de acelaşi volum ca şi al particulei,

dI/dx - gradient de densitate a fluxului de lumină (W/cm3),

B - o constantă de proporţionalitate în funcţie de parametrii particulei (np şi R) şi al mediului (n), în care se află.

Din (2) rezultă că forţa Fgrad este direcţionată de-a lungul axei x în direcţia de creştere (dacă m>1) sau scădere (dacă m <1) a densităţii fluxului luminos. Pentru particulele mobile de ţesut de obicei m≈1,05.

Raza caracteristică L specklelor, care depinde de lungimea de undă λ şi adâncimea z, poate fi definită prin formula [Иванов А. П., Кацев И. Л. О спекл-структуре светового поля в дисперсной среде, освещенной лазерным пучком, Квантовая электроника. 2005, Т. 35, № 7, с. 670 - 674; Абрамович Н. Д., Барун В. В., Дик С. К., Терех А. С. Аналитическая методика оценки контраста спекл-структуры светового поля, рассеянного мягкими биотканями // 5-я Троицкая конференция «Медицинская физика и инновации в медицине», Сборник материалов. 2012, Т. 1, c. 212 - 214]:

,(3)

unde - dispersia distribuţiei unghiulare a intensităţii luminii, care se propagă la unghiuri mici faţă de direcţia iradierii suprafeţei.

Densitatea totală a fluxului luminos la adâncimea z în plan radial poate fi calculată prin formula [Абрамович Н. Д., Барун В. В., Дик С. К., Терех А. С. Аналитическая методика оценки контраста спекл-структуры светового поля, рассеянного мягкими биотканями // 5-я Троицкая конференция «Медицинская физика и инновации в медицине». Сборник материалов. 2012, Т. 1, c. 212 - 214]:

,\tab(4)

unde E0 - iluminarea suprafeţei materialului,

r - distanţa măsurată de la axa fasciculului,

ф - faza aleatorie.

În partea dreaptă a formulei (4), primul termen dă componenta de câmp a luminii, care depinde de r, iar al doilea - fundalul necoerent, care este independent de r. De aceea, la formarea forţelor de gradient în profunzimea mediului contribuie doar primul termen.

Fig. 1 arată structura radială a densităţii I(λ, z, r), calculată de autori prin formula (4), pentru două lungimi de undă λ = 600 şi 700 nm, la o adâncime z = 1 mm.

Ca exemplu de ţesut serveşte pielea umană. Parametrii structurali şi optici sunt prezentaţi în [Барун В. В., Иванов А. П., Волотовская А. В., Улащик В. С. Спектры поглощения и глубина проникновения света в нормальную и патологически измененную кожу человека // Журнал прикладной спектроскопии. 2007, Т. 74, № 3, c. 387 - 394], iar metoda de calcul al caracteristicilor şi în [Иванов А. П., Кацев И. Л. О спекл-структуре светового поля в дисперсной среде, освещенной лазерным пучком. Квантовая электроника, 2005, Т. 35, № 7, с. 670 - 674; Абрамович Н. Д., Барун В. В., Дик С. К., Терех А. С. Аналитическая методика оценки контраста спекл-структуры светового поля, рассеянного мягкими биотканями // 5-я Троицкая конференция „Медицинская физика и инновации в медицине”. Сборник материалов, 2012, Т. 1, c. 212 - 214; Барун В. В., Иванов А. П. Поглощение света кровью при низкоинтенсивном лазерном облучении кожи // Квантовая электроника, 2010, Т. 40, № 4, c. 371 - 376]. Au fost selectate valori tipice ale parametrilor structurali şi biofizici ai pielii. Aici, gradul de oxigenare a sângelui S = 0,5 (fig. а, с) и 0,97 (fig. b, d), concentraţia volumică a sângelui Cb = 0,04 (a, b) и 0,02 (c, d), concentraţia volumică a melaninei Cm = 0,08, grosimea stratului cornos al epidermei este de 20 µm şi 100 µm. Autorii au efectuat calcule pentru alte valori ale acestor parametri ai pielii. S-a dovedit că componenta variabilă r (primul termen din partea dreaptă a formulei (4)) depinde slab de aceste modificări şi este determinată în principal de valorile λ şi z.

Din formula (4) găsim gradientul densităţii dI/dr, care creează forţa Fgrad, care acţionează asupra particulei mobile aflate la adâncimea z:

. \tab(5)

Semnul "minus" indică direcţia forţei - în direcţia micşorării sau creşterii lui r. După cum se vede din (1) şi (5), Fgrad în plan radial, primeşte cea mai mare valoare absolută, care corespunde egalităţii . Din (1) şi (5) rezultă, de asemenea, că valoarea maximă absolută a forţei Fgrad:

(6)

depinde de z şi de λ ale caracteristicilor specklelor şi . Comparăm valorile maxime ale forţei de gradient (6) şi presiunii luminii, la aceeaşi densitate a puterii de iradiere a suprafeţei. În acest scop, luăm ca exemplu o particulă mobilă cu R=3 µm şi evaluăm ecuaţia:

,

unde indicele max indică valoarea maximă a mărimilor corespunzătoare. De exemplu, A = 1. Calculele au demonstrat că acest raport este situat în limitele 150…800 la z < 2 cm. Deci, forţa maximă de gradient este de circa 2…3 ordine mai mare decât forţa de presiune, astfel încât ultima poate fi ignorată.

Calcule similare au arătat că, din cauza valorii mici în comparaţie cu , este posibil de a nu lua în considerare gradientul densităţii în direcţia axei z, în direcţia de propagare a luminii.

Fig. 2 prezintă valorile forţei Fgrad (în newtoni), create de un fascicul laser paralel de lumină cu E0 = 1 W/cm2 la o adâncime z = 0,16 (curba 1), 0,2 (curba 2), 0,5 (curba 3), 1 (curba 4), 2 (curba 5), 4 (curba 6) şi 8 mm (curba 7) la iradierea suprafeţei ţesutului cu diferite lungimi de undă λ = 400…1800 nm. În calcule s-au utilizat parametrii tipici pentru ţesuturile moi n = 1,33, m = 1,05 şi R = 3 µm. După cum se poate vedea, cu creşterea z, pentru a obţine forţa maximă Fmax, trebuie de mărit lungimea de undă λ*. Astfel, la nivelul dermei superioare de z ≈ 0,12 mm mai mare valoare Fmax are la λ* ≈ 450 nm, z ≈ 0,5 mm - λ* ≈ 700 nm, z ≈ 1 mm - λ* ≈ 850 nm, etc. Particularităţile dependenţei forţei F de lungimea de undă λ sunt prezentate în fig. 2, şi valoarea maximă pentru λ =λ* se datorează comportamentului caracteristicilor spectrale de absorbţie şi împrăştiere а componentelor ţesuturilor moi, în primul rând - derivate ale hemoglobinei şi apei.

Folosind datele din fig. 2, comparăm valorile forţei Fmax, care acţionează asupra particulelor mobile în mediul iradiat, λ = 800…1800 nm). Presupunem că iradierea se efectuează la lungimea de undă λ = 1000 nm. După cum se vede din fig. 2, în stratul superior al ţesutului la z ≤ 0,5 mm (curbele 1…3) şi la о adâncime z ≥ 4 mm (curbele 6 şi 7) valorile Fmax obţinute, conform metodei propuse în invenţie, sunt de aproximativ 2…4 ori mai mari decât forţa maximă în conformitate cu [US 4893886 A 1990.01.16] cu aceeaşi densitate de putere E0. Când z = 1…2 mm (curbele 4 şi 5), ambele metode dau aproximativ aceeaşi putere maximă. Concluzii similare pot fi făcute pentru alte lungimi de undă ale radiaţiei într-o gamă de 800…1800 nm, aşa cum s-a propus în sursa menţionată. Evidenţiem că rezultatele calculelor la fig. 2 arată cazul iradierii suprafeţei ţesuturilor cu un fascicul paralel de lumină. Dacă fasciculul este convergent, ca în sursa menţionată, atunci valoarea Fmax calculată după metoda propusă va fi şi mai mare decât în sursa menţionată în gama largă de adâncimi z, fiindcă în acest caz energia laserului la о adâncime va fi alocată la о suprafaţă mai mare.

În fig. 3 este reprezentată modalitatea de determinare а lungimii de undă λ*, pentru obţinerea forţei maxime Fmax la о anumită adâncime z а ţesutului. Sunt prezentate dependenţa calculată λ* (z), obţinută din grafic (fig. 2, linie continuă) şi aproximarea acesteia (fig. 2, linie punctată) după formula λ* ={1250[1 - exp(-z/1,35)]}, unde λ* se exprimă în nm şi z în mm. Diferenţa valorilor obţinute între aceste curbe ale forţei maxime Fmax este minoră şi nu depăşeşte 5%.

Exemplu de realizare а invenţiei

Presupunem că este necesar de а capta celule roşii din sânge într-un capilar, care este situat la о adâncime z = 1 mm sub suprafaţa pielii. După formula λ* ={1250[1 - exp(-z/1,35)]} calculăm λ* = 654 nm. Astfel, pentru captarea optică а eritrocitului este necesar de а iradia suprafaţa pielii cu o rază laser paralelă cu lungimea de undă de 654 nm. Metoda de captare optică cuprinde următoarele etape:

Determinarea adâncimii z de localizare а particulei mobile. În cazul eritrocitelor, se ştie că acestea sunt distribuite pe întreaga grosime а dermei şi stratului subcutanat de grăsime până la adâncimea de 8…10 mm. În cazul altor particule mobile, le putem urmări neinvaziv, folosind tomografia optică coerentă.

Selectarea laserului care emite radiaţia la о lungime de undă calculată.

Formarea fasciculului de lumină paralelă, utilizând laserul selectat.

Iradierea suprafeţei ţesutului cu fasciculul paralel de lumină laser.

Astfel, metoda propusă permite generarea forţei maxime Fmax de captare a particulei mobile într-o gamă largă de adâncimi z în ţesuturile moi datorită alegerii lungimii de undă optime de iradiere a suprafeţei ţesutului. Forţa obţinută este de 2 sau mai multe ori mai mare decât cea calculată conform celei mai apropiate soluţii.

1. Яворский Б.М., Детлаф А. А. Справочник по физике, Москва, Наука, 3-е издание, 1965, p. 347 - 348

2. US 3710279 A 1973.01.09

3. Афанасьев А. А., Катаркевич В. М., Рубинов А. Н., Эфендиев Т. Ш. Модуляция концентрации частиц в интерференционном поле лазерного излучения, Журн. прикл. спектроск. 2002, Т. 69, № 5, p. 675 - 679

4. US 4893886 A 1990.01.16

Claims (1)

1. Metodă de captare optică a particulelor mobile în ţesuturile biologice, care constă în determinarea adâncimii z de localizare a particulei mobile, formarea unui fascicul paralel de lumină coerentă a laserului cu o lungime de undă de iradiere λ* optimă, selectată în funcţie de valoarea z, care:

   pentru z < 0,1 mm este λ* = 450 nm şi

   pentru z ≥ 0,1 mm este λ* ={1250[1 - exp(-z/1,35)]} nm,

   iradierea ţesutului cu acest fascicul şi captarea particulei mobile.