Лазерна интерферометрия - лазерна діагностика в біології та медицині
глава 4
Інтерферометричної І ГОЛОГРАФІЧНІ МЕТОДИ ДІАГНОСТИКИ
Розглянуті в цьому розділі методи застосовні головним чином до практично прозорим біологічним об`єктам, до яких відносяться в першу чергу оптичні тканини ока. Крім того, для інтерферометричний методів, зокрема лазерної інтерферометрії і спекл-інтерферометрії, однією з принципових особливостей є використання їх в якості аналізатора сітківки ока людини.
4. li Лазерна интерферометрия
Лазерна ретінометрія. Класичні методи дослідження функції зору людини зводяться до визначення гостроти зору і поля зору, які в значній мірі залежать від стану прозорих середовищ ока. Від цього позбавлений метод визначення ретинальной гостроти зору (ТРОЯНД), що дозволяє визначати роздільну здатність сітківки. При ретінометріі лазерний пучок ділять на два пучка приблизно рівної інтенсивності і направляють їх в око таким чином, щоб вони перекривалися на сітківці. В результаті накладання когерентних пучків на сітківці утворюється інтерференційна картина у вигляді смуг. Вплив рефракції ока на число смуг в значній мірі виключається, якщо обидва пучка фокусуються в вузловий площині очі (рис. 4.1). Відстань між двома сусідніми максимумами інтерференційної картини на сітківці визначається за формулою
(4.1)
где`2 / - відстань між двома джерелами в вузловий площині очі, D - середня відстань від кутової площині очі до сітківки, - довжина хвилі лазерного випромінювання.
Нормальна гострота зору визначається як кутова роздільна здатність очі. В даному випадку вона
Мал. 4.1. Фокусування лазерних пучків при ретінометріі для двох випадків ширини інтерференційних смуг на очному дні: 1 - об`єктив, 2 - рогова оболонка ока, 3 - кришталик, 4 - сітківка, 5 - зображення на очному дні
характеризується щільністю інтерференційних ліній на градус кута зору:
(4.2)
Щільність ліній не залежить від відстані між вузловий площиною ока та сітківкою, тому вона однакова для очей як з сумірною, так і невідповідною рефракцією. Для очей з сумірною рефракцією накладення пучків буде повним, в той час як при невідповідною рефракції пучки на сітківці розходяться і спостерігається лише часткове перекриття. Однак на практиці цим ефектом зазвичай нехтують, так як навіть при аметропії dr 15 дптр область перекриття пучків, в якій виникають смуги, зменшується всього на 2 ° [1]. Цей факт визначає незаперечне достоїнство методу ретінометріі, оскільки процедура визначення ТРОЯНД незмінна для будь-яких очей. Слід також зазначити, що метод визначення ТРОЯНД досить ефективно можна застосовувати і при наявності непрозорих оптичних середовищ ока, зокрема при катарактальної кришталику.
При зіставленні ТРОЯНД з гостротою зору, яка визначається за таблицею оптотіпов, необхідно мати на увазі в основному
кутову ширину смуг. При цьому враховується, що кутовий дозвіл очі в 1 кут. хв вважається гостротою зору, що дорівнює одиниці [2]. Нехай ах - кутова відстань між смугами, S - кутова ширина смуги, тоді щільність смуг на градус кута зору N = l / au а гострота зору в припущенні однакової ширини світлих і темних смуг V = l / S = 2aj. Таким чином, при гостроті зору, рівній одиниці, S = l, щільність смуг на кут зору становить одну лінію на 2 кут. хв або 30 смуг на градус, що відповідає нормальній гостроті зору, яка визначається за таблицею оптотіпов. Зазвичай, при ретінометріі пацієнт здатний розрізнити смуги з кутовою шириною, меншою одиниці, що пояснюється перш за все тим, що визначити напрямок смуг легше, ніж розрізнити оптотіпи таблиці, що має більш складну конфігурацію. Тому в літературі за одиницю ТРОЯНД найчастіше приймається величина, що дорівнює 33 смугах на градус поля зору [3].
Як показали проведені експериментальні дослідження та аналіз літературних даних, прилад для визначення ТРОЯНД - ретінометр повинен відповідати таким вимогам. По-перше, при визначенні ТРОЯНД повинна бути забезпечена чітка і стабільна картина інтерференційних смуг на очному дні, по-друге, має бути передбачено пристрій для контролю за сприйняттям&rdquo- пацієнтом напрямки інтерференційних смуг, для чого зазвичай застосовується пристрій, що дозволяє змінювати напрямок смуг на 180 °. Фокусування лазерного випромінювання, очевидно, зручніше за все робити під контролем щілинної лампи, що особливо важливо при наявності помутнінь в кришталику ока для пошуку в ньому мікроскопічних присвятив. Діапазон вимірювання ТРОЯНД повинен бути в межах 0,01-1,5, поле зору - 5-6 °.
Різні схеми лазерних ретінометров, що використовуються як в експериментальній, так і в клінічній практиці, детально описані в [5]. Прилад для визначення ТРОЯНД, що набув поширення і в СРСР, випускає фірма Rodens.tock (ФРН) [3]. Він побудований на основі набору плоскопаралельних пластин, що виконують роль інтерференційних елементів (рис. 4.2). Світло від лазера / фокусується на поверхні плоскопараллельной пластини 3 лінзою 2. Лінзи 2 і 6 утворюють телескопічну систему з 20-кратним збільшенням, що дозволяє отримати поле зору приладу не менше 5 °. Пласкопаралельні пластини 3 різної товщини розташовані на диску, при обертанні якого регулюється діапазон виміру ТРОЯНД.
Призма Дове 4 служить для зміни напрямку інтерференційних смуг.
Мал. 4.2. Схема ретінометра фірми Rodenstock (ФРН) [3]
Ретінометр конструктивно розташований на мікроскопі 5 щілинної лампи, фокусування випромінювання відбувається за допомогою вихідного об`єктива мікроскопа. Переваги приладу - простота конструкції, малі габаритні розміри і маса, а також його розташування на щілинній лампі, визначають широке поширення такого ретінометра в медичній практиці.
Мал. 4.3 Схема аналізатора Арола-1
Однак можливість тільки дискретного виміру ТРОЯНД і технологічні труднощі отримання тонких пластин для визначення ТРОЯНД нижче 0,1 обмежують його використання, особливо для наукових досліджень.
Застосування біпрізми Френеля для поділу лазерного променя дозволило створити пристрій, широко використовується в перших дослідно-клінічних дослідженнях для відпрацювання методик визначення ТРОЯНД [4].
Лазерний ретінометр АРЛ-1 (аналізатор ретини лазерний) дозволяє плавно змінювати ширину інтерференційних смуг за допомогою набору клиновидних пластин, розміщених на поворотному диску [5]. Цей прилад забезпечує широкий діапазон виміру ТРОЯНД в межах 0,03-1,2, велике поле зору - до 8 °. Велике поле зору дозволило використовувати аналізатор APJ1-1 для стимуляції тканин сітківки шляхом безперервного зміни ширини інтерференційних смуг, т. Е. Рекомендувати прилад і як терапевтичний. Слід зазначити, що відсутність надійної можливості візуального контролю точки входу променів в око пацієнта і порівняно великі габарити є недоліками приладу.
Аналізатор ретинальной гостроти APOJI-1 вільний від недоліків, властивих описаним вище приладів. По-перше, він виконаний як приставка до стандартної щілинній лампі без її модернізаціі- по-друге, на відміну від ретінометра фірми Rodenstock, прилад дозволяє плавно змінювати ширину інтерференційних смуг в межах 1,8 60 кут. хв, що відповідає зміні гостроти зору, що визначається за таблицею оптотіпов, 0,01-1,2 відповідно. Наявність маніпулятора дозволяє ефективно використовувати прилад для визначення ТРОЯНД і при значних помутніння очних тканин шляхом пошуку під контролем мікроскопа щілинної лампи прозорих ділянок.
Оптична схема аналізатора Арола-1 представлена на рис. 4.3. На оптичної осі приладу послідовно розташовані: Чи не - Ne лазер 1 типу ЛГ-66- телескоп, утворений лінзами 2 і 3 интерферометр Жамена (плоскопараллельние пластини) 5. В одній з гілок інтерферометра встановлений оптичний клин зі змінним заломлюючим кутом, утворений двома лінзами: плоско-увігнутої 6 і плоско-опуклою 7, складових в сумі плоскопараллельную пластинку. Лінза 7 може переміщатися щодо лінзи 6 в площині, перпендикулярній площині креслення. Далі вздовж оптичної осі розташовані: об`єктив, утворений лінзами 8 і 9, і поворотний дзеркало маніпулятора 10. Всі елементи оптичної схеми ретінометра встановлені в одному корпусі і закріплені на мікроскопі щілинної лампи 11. У площині предметів мікроскопа щілинної лампи розташовується вхідний зіницю пацієнта 13. Для ослаблення потужності лазерного випромінювання до безпечного рівня служить ослабитель 4. Призма Дове 12 дозволяє змінювати напрямок інтерференційних смуг на 180 °.
Відхилення ах одного з лазерних пучків залежить від переміщення Д лінзи 7 від осі і визначається виразом ax = arctg (ДIF), де F - фокусна відстань лінзи. Таким чином, переміщенням лінзи 7 щодо лінзи 6 можна змінювати відстань між вторинними джерелами
на рогівці ока і, отже, ширину інтерференційних смуг на сітківці ока.
До теперішнього часу визначення ТРОЯНД перетворилося в «рутинний» метод диференціальної діагностики функціональної здатності ока, причому одержувана за допомогою ретінометров інформація недоступна іншим діагностичним методам. Визначення ТРОЯНД дозволяє прогнозувати результати хірургічного та консервативного лікування при аномаліях рефракції, дефектах оптичного апарату ока і захворюваннях сітківки, в тому числі при гострих порушеннях кровообігу в ретінальних артеріях, а також при початкових і незрілих катарактах. І тільки при щільних травматичних катарактах і зрілих старечих катарактах, а також при інтенсивних тотальних помутніння рогівки проводити вимірювання ТРОЯНД зазвичай не представляється можливим через значне розсіювання лазерного випромінювання.
Вимірювання товщини рогівки ока. Розвиток лазерних інтерферометричний методів вимірювання товщини рогівки ока особливо актуально в зв`язку з широким впровадженням в медичну практику операції кератома, за допомогою якої змінюють кривизну рогівки і відповідно рефракцію ока, тому що в порівнянні з використовуваними в даний час методами вони забезпечують більш високу точність, значне просторову роздільну здатність і дистанционность вимірювань.
Розглянемо один з таких методів, при якому сфокусований пучок Ні-Ne лазера (Х = 632,8 нм) відбивається від передньої і задньої поверхонь об`єкта. Реєструючи, наприклад, на фотопластинці ширину смуг інтерференційної картини, що формується за рахунок відображення лазерних пучків від задньої і передньої поверхонь рогової оболонки, можна визначити товщину рогівки. Нехай на рогівку падає лазерний пучок інтенсивності / 0, а від передньої і задньої її поверхні відображаються пучки інтенсивності If і / г (рис. 4.4). Тоді, вважаючи рогівку сферичним шаром, її товщину можна представити у вигляді [8]
(4.3)
де Rp - радіус кривизни рогівки *
п - показник заломлення рогівки, / 0 - відстань від рогової оболонки до екрану, s - ширина інтерферендіонной смуги, ап - кут падіння лазерного випромінювання на зовнішню поверхню рогівки.
Мал. 4.5. Схема приладу для вимірювання товщини рогівки
На рис. 4.5 представлена схема приладу для визначення товщини рогівки. Світловий пучок Ні-Ne лазера 1 після розширення до діаметра 10 мм телескопом 2 фокусується за допомогою об`єктиву 3 на зовнішній поверхні рогівки під кутом 45 ° до осі рогівки 4. Від зовнішньої і задньої поверхні відображаються два променя, які інтерферують один з одним, і інтерференційна картина проектується
Мал. 4.4. Схема відображення світла від поверхні рогівки
об`єктивом 8 на видикон телекамери 9. Інтерференційний фільтр 6 і поляризатор 7 служать для усунення фонової засвітки і сторонніх відблисків, призма Дове 5 і об`єктив
- Для орієнтації і фокусування інтерференційних смуг на Відікон. Вся конструкція приладу монтується як приставка до щілинній лампі, під контролем мікроскопа 1C якої здійснюється точне фокусування випромінювання на рогівці ока і вибір необхідної точки вимірювань.
Сигнал з видеоусилителя телемонітора надходить на блок обробки сигналу, що складається з блоків вибору телевізійної рядки і індикації, і далі в мікро-ЕОМ. Мікро-ЕОМ видає інформацію про координати і результати вимірювань на друкувальний пристрій. Проведені випробування приладу показали перспективність його застосування в клінічній практиці, причому діапазон вимірювань товщини рогівки склав 0,5-1 мм з похибкою вимірів не гірше 0,5-1,0%.
Мал. 4.6. Схема лазерної рефрактометрії
Напрямок руху спекл- картини залежить від рефракції ока: при гіперметропії напрямок руху картини збігається з напрямком руху екрану (положення I), при міопії - не збігається (положення III), а при емметропіі пацієнт не розрізняє напрямку переміщення (положення II). Нейтралізуючи рух спекл-картини за допомогою корегуючих лінз, встановлюють ступінь рефракції ока.
Як екран зазвичай використовується обертовий барабан з металізованої поверхнею [10], причому кутова швидкість а »обертання барабана радіусу R6 пов`язана з лінійною швидкістю v виразом [11]
(4.4)де Ф і Р - кути падіння на екран і спостереження лазерного пучка. Експериментально встановлено, що для отримання максимальної чутливості і повторюваності результатів при визначенні гостроти зору за допомогою лазерної рефрактометрії кутова швидкість © повинна змінюватися в межах 1 / 8-1 / 12 хв-1. Чутливість методу не гірше 0,125 дптр, хоча при цих дослідженнях іноді не повністю виключаються скиаскопічні механізми.
За допомогою спостереження спекл-картини можна вивчати Динаміку кровотоку в кровесносних судинах сітківки
[П. 33]. В цьому випадку для реєстрації спекл-поля відбитого від очного дна пучка світла Чи не - Ne лазера ( = = 632,8 нм) використовують кінокамеру 112]. Когерентна просторова фільтрація зображень на кіноплівці дозволяє виділити області з змазаними спекла. При цьому по різниці контрастів областей зі змазаними спекла визначають розподіл швидкостей кровотоку в судинах сітківки в широкому діапазоні швидкостей [13].
Локальний кровотік в пальцях рук визначався в [141 за допомогою змінюється в часі спекл-структури (динамічна спекл-структура). Очевидно, метод доплерівського вимірювання швидкості потоку крові обмежений випадками, коли кровоносну судину можна експонувати лазерним пучком, як це має місце в разі сітківки ока, або коли в нього можна ввести відповідний зонд. Однак при вимірах потоку крові у поверхні шкіри відбувається повне усереднення розподілу фаз світлового поля, тому в подібних випадках можна говорити про динамічну спекл-структурою. Було відмічено, що при реєстрації спекл-структури від освітленій фаланги пальця картина флуктуіровать випадковим чином, однак при збільшенні часу експозиції до 1 з вона розмивали (зменшувався контраст) і стабілізувалася, якщо не відбувалося ніяких зовнішніх змін. При наявності збурень контрастність стає функцією цих збурень. При цьому при дослідженнях локального кровотоку швидкий компонент складової спекл-картини обумовлений рухом крові в капілярах, повільний - деформацією або коливаннями зовнішньої поверхні шкіри.
Клінічні досліди проводилися на установці, в якій ділянку шкіри висвітлювався пучком світла Чи не - Ne лазера (Л = 632,8 нм) за допомогою багатомодового оптичного волоконного світловода з діаметром серцевини 80 мкм, а розсіяний світловий сигнал збирався одномодовим волоконним світловодом з діаметром серцевини 5 7 мкм. Використання двох типів волокон давало високу потужність освітлення, велике відношення сигнал / шум за рахунок усунення коливань волокна на відміну від застосування багатомодових світловодів [15]. Аналіз розсіяного світла спектроаналізатором для різних ділянок шкіри людини показав, що спектральна щільність монотонно спадала при збільшенні частоти, а по нахилу спектральної кривої визначався відносний потік крові в різних експериментальних умовах.
