Например, Бобцов

ТОЧНОСТЬ, ДОСТОВЕРНОСТЬ И ИНТЕРПРЕТАЦИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ in vivo ЛАЗЕРНОЙ ФЛЮОРЕСЦЕНТНОЙ ДИАГНОСТИКИ В СПЕКТРАЛЬНОМ ДИАПАЗОНЕ ФЛЮОРЕСЦЕНЦИИ ЭНДОГЕННЫХ ПОРФИРИНОВ

ФОТОНИКА НАНОСТРУКТУР И БИОФОТОНИКА

УДК 535.243 + 615.471 + 681.7
ТОЧНОСТЬ, ДОСТОВЕРНОСТЬ И ИНТЕРПРЕТАЦИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ in vivo ЛАЗЕРНОЙ ФЛЮОРЕСЦЕНТНОЙ ДИАГНОСТИКИ В СПЕКТРАЛЬНОМ ДИАПАЗОНЕ ФЛЮОРЕСЦЕНЦИИ ЭНДОГЕННЫХ ПОРФИРИНОВ

© 2009 г. Д. А. Рогаткин, доктор техн. наук; О. А. Быченков, канд. мед. наук; Л. Г. Лапаева, канд. техн. наук
Московский областной научно-исследовательский клинический институт “МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского”, Москва
Е-mail: rogatkin@monikiweb.ru

Недавно на основе анализа различных клинических данных было высказано предположение, что часто наблюдаемая in vivo повышенная флюоресценция эндогенных порфиринов в живых биологических тканях является следствием состояния хронической гипоксии в тканях. С этих позиций в статье обсуждается точность, воспроизводимость и информативность методов in vivo лазерной флюоресцентной диагностики (ЛФД) в реальной клинической практике. Показано, что, несмотря на установленную ранее случайную погрешность единичных измерений в ЛФД 30–40%, точность и достоверность при интерпретации результатов диагностики может достигать достаточно высокого уровня. Формальный “случайный” разброс в результатах единичных измерений в большинстве своем определяется не приборной, а методической погрешностью и живым и изменчивым характером объекта диагностики, особенно на уровне системы микроциркуляции крови.

Ключевые слова: неинвазивная лазерная флюоресцентная диагностика, автофлюоресценция эндогенных порфиринов.

Коды OCIS: 170.6510

Поступила в редакцию 28.04.2009

Введение
Неинвазивная (in vivo, in situ) лазерная флюоресцентная диагностика сегодня широко используется и изучается в различных областях медицины, таких как онкология, дерматология, гастроэнтерология и др. [1]. Наиболее интересные приложения ЛФД связывают сегодня, как правило, с возможностью быстрого и неинвазивного “оптического детектирования” заболеваний и патологий в тканях, особенно злокачественных новообразований, на основе анализа наведенной внешним оптическим (лазерным) излучением эндогенной флюоресценции различных природных (эндогенных) флюорофоров в тканях [2, 3]. Часто это явление называют автофлюоресценцией (АФ) биотканей [4]. Одними из типичных и наиболее легко детектируемых in vivo флюорофоров в

тканях являются порфирин и его производные, например, протопорфирин IX [1]. Порфирины имеют хорошо известный, ярко выраженный “двугорбый” спектр “красной” АФ с максимумами на длинах волн 630 и 690 нм [5], что позволило наблюдать сильную АФ порфиринов некротизирующихся опухолей уже в 1924 г. [6, 7]. Позднее было установлено, что повышенной и специфической “порфириновой” (красной) АФ обладают не только ткани злокачественных новообразований, но и другие живые мягкие ткани с различными опухолевыми, воспалительными, гнойными и другими деструктивнодегенеративными процессами [5, 8]. Однако, вплоть до настоящего времени во многих клинических ситуациях единые теоретические биологические или биофизические предпосылки возникновения повышенной порфириновой АФ

46 “Оптический журнал”, 76, 11, 2009

в пораженных заболеваниями живых биотканях до конца не ясны [1]. Рядом авторов, например, указывается, что повышенное накопление порфиринов в живых биотканях, вызывающее повышенную АФ, может быть следствием повышенной клеточной пролиферативной активности, что часто наблюдается в опухолевых тканях [5, 8, 9]. Другие авторы интерпретируют факт повышенной АФ порфиринов в тканях как следствие утилизации в них ряда продуктов метаболизма присутствующих там анаэробных микробов [5, 10], как следствие снижения показателя кислотности среды (pH) в тканях [11], следствие повышенного потребления патологически измененными биотканями порфиринов, приносимых с током крови [1, 12, 13] и т. п. Но единого подхода к объяснению наблюдаемого явления пока так и не выработано [1]. Между тем, он принципиально важен для проблемы медицинской интерпретации результатов ЛФД, в том числе и для задач разработки программного обеспечения диагностических систем ЛФД, когда на третьем, медицинском уровне интерпретации результатов диагностики необходимо на экране монитора выдавать врачу конечную информацию о наблюдаемых медикобиологических процессах [14].
Недавно было высказано предположение, что повышенное накопление в тканях эндогенных порфиринов тесно связано с состоянием хронической гипоксии в тканях [15]. В свете этой гипотезы важным является оценка точности и воспроизводимости результатов ЛФД в реальной клинической практике. Известно, что точность любых неинвазивных спектрофотометрических методов в медицине пока не очень высока, а погрешность метода, например, ЛФД может достигать 35–40% [16]. Поэтому цель данной работы – исследование и обсуждение вопросов точности, воспроизводимости и достоверности результатов ЛФД применительно к проблеме интерпретации результатов ЛФД в терминах хронической гипоксии тканей.
Материалы и методы
Прежде всего, в свете высказанной новой гипотезы, авторы проанализировали еще раз свои предыдущие данные по in vivo регистрации спектров флюоресценции эндогенных порфиринов от нормальных и пораженных заболеваниями различного генеза биотканей, полученные ранее при решении ряда задач в трех областях медицины – онкологии [17, 18], гастроэнтеро-

логии [19] и профпатологии (медицины труда)

[20]. Во всех этих исследованиях использовался

оптоволоконный лазерный эндоскопический

спектроанализатор “ЛЭСА-01 БИОСПЕК” ба-

зовой конструкции группы доктора физ.-мат.

наук Лощенова В.Б. [8]. В качестве источника

возбуждения флюоресценции использовался

He-Ne-лазер (10 мВт, 632 нм). Расстояние между

освещающим и приемным оптическими волок-

нами – 0,5 мм. Чувствительность фотоприем-

ника была на уровне 10–11 Вт в области 600–

750 нм, а отношение сигнал/шум не менее 10:1.

Типовой вид регистрируемых в этих экспери-

ментах спектров обратного рассеяния и флюорес-

ценции представлен на рис. 1. Во всех регистри-

руемых в работе спектрах интенсивность линии

обратного рассеяния (632 нм) была уменьшена

примерно в 1000 раз ступенчато-селективным

оптическим фильтром. А в качестве количест-

венного медицинского диагностического кри-

терия для анализа полученных результатов

использовался введенный ранее модифицирован-

ный коэффициент флюоресцентной контрастно-

сти Kf , определяемый по формуле [16]

Kf =1+(βIf − Il )/(βIf + Il ),

(1)

где If – амплитуда регистрируемого сигнала в максимуме спектра АФ, Il – амплитуда регистрируемого сигнала в линии обратно рассеянного излучения накачки (He-Ne-лазера), β – коэффициент ослабления фильтра (β ≈ 103).
Далее были проанализированы еще раз и
повторены предыдущие эксперименты по ста-
тистической оценке погрешностей ЛФД в лабо-

Интенсивность, усл. ед.

2000 1000

Линия обратного рассеяния

Линия флюоресценции
1

3 2
0 439 538 637 736 835 934
Длина волны, нм

Рис. 1. Типовой вид регистрируемых спектров обратного рассеяния и флюоресценции. 1 – видимый центр опухоли слизистой оболочки полости рта, 2 – окружающая нормальная ткань, 3 – небиологический светорассеивающий материал (эталон).

“Оптический журнал”, 76, 11, 2009

47

раторных и клинических условиях, когда авторами были установлены случайные погрешности единичных измерений в ЛФД на уровне 3–5% для небиологических светорассеивающих сред (приборная погрешность) и на уровне 30–40% для реальных пациентов со злокачественными новообразованиями [16]. В то время не представлялось возможности дать полного объяснения этим результатам и ряду наблюдавшихся других явлений, например, по частой регистрации повышенной АФ у онкологических больных со здоровых, интактных тканей. В настоящей работе сделана попытка дополнить эти результаты данными других оптических неинвазивных методов диагностики, в частности данными оптической тканевой оксиметрии (ОТО) и лазерной доплеровской флоуметрии (ЛДФ). Такая возможность была получена благодаря созданию многофункционального лазерного неинвазивного диагностического комплекса (МЛНДК), имеющего три соответствующих диагностических канала (рис. 2) [21].
Эта диагностическая система также использует жгут оптических волокон в качестве рабочего датчика с примерно одинаковой геометрией, что и у комплекса “ЛЭСА-01 БИОСПЕК”, поэтому методика проведения всех лабораторных и клинических экспериментов была идентичной применявшейся ранее. Но в качестве небиологического объекта диагностики в новой серии экспериментов использованы новые имитационные эталоны, воспроизводящие все основные оптические свойства биотканей, включая их эндогенную порфириновую АФ [22]. Эти эталоны выполнены из светорассеивающего материала – основы и спектрально-селективных светопоглощающих, светорассеивающих и флюоресцирующих слоев (рис. 3), что позволяет их одновременно использовать не только для метода ЛФД, но и для других диагностических каналов МЛНДК, например, для канала ОТО. С помощью этих эталонов авторами вновь была проведена статистическая оценка математического ожидания результата диагностики на небиологическом объекте (М), среднего квадратического отклонения (σ) и относительной случайной погрешности измерений δ = 100 σ/M в процентах в серии из 30 повторяющихся идентичных разовых (мгновенных) измерений. Дополнительно была сделана попытка ответить и на следующие вопросы:
Возможно ли воспроизвести предыдущие статистические результаты (10 лет спустя!) с использованием нового диагностического оборудования и новых эталонов?

Рис. 2. Пилотный образец МЛНДК.

Оптический жгут

Диагностическая система (МЛНДК)
2

1

Рис. 3. Схема лабораторного эксперимента и конструкция имитационных эталонов. 1 – светорассивающая основа, 2 – различные светопоглощающие, светорассеивающие и флюоресцирующие слои-пленки.

Является ли установленная ранее случайная погрешность измерений 3–5% для метода ЛФД на неживых эталонах и 30–40% для живых биотканей с патологией, специфичной лишь для метода ЛФД, или она проявляется и для других диагностических каналов МЛНДК, в частности для канала ОТО, и является объективно существующей погрешностью при таких методах и объектах диагностики?
Как можно объяснить предыдущие полученные авторами результаты исследований в свете новой гипотезы о корреляции спектров АФ эндогенных порфиринов в тканях с состоянием хронической тканевой гипоксии?
Является ли в свете этой гипотезы погрешность метода ЛФД 30–40% для живых биотканей с патологией критичной для проведения диагностики в практическом здравоохранении, или она не сильно влияет на конечное медицинское заключение по результатам диагностики и может объясняться какими-либо другими объективными причинами, также имеющими определенную диагностическую значимость для врача?
Новые статистические результаты
Фрагмент новых статистических результатов для методов ЛФД и ОТО, полученных при

48 “Оптический журнал”, 76, 11, 2009

Таблица 1. Статистические результаты ЛФД при единичных (мгновенных) измерениях

Объект исследования
эталон

Статистические параметры
M σ δ, %

Регистрируемые физические параметры (сигналы), усл. ед.

Il If

1918 37,6 1,96

227,9 9,3 4,08

Вычисляемый Kf
0,212 0,007 3,21

здоровая ткань

M σ δ, %

1207 30,39 2,52

57,95 4,73 8,16

0,091 0,006 6,85

злокачественный процесс (рак)

M σ δ, %

768 35,88 4,75

341,5 40,13 11,75

0,621 0,047 7,61

Таблица 2. Статистические результаты ОТО при единичных (мгновенных) измерениях

Объект исследования

Статистические

Регистрируемые физические сигналы, мВ

Вычисляемые медицинские параметры, отн. ед.

параметры

VG

VR

VIR StO2

Vb

эталон

M σ δ, %

897,8 16,23 1,81

2264 38,79 1,71

2114 24,12 1,14

0,89 0,04 4,49

0,22 0,01 4,55

здоровая ткань

M σ δ, %

821,9 65,71 7,99

2052 73,95 3,59

1358 47,13 3,47

0,81 0,09 11,1

0,13 0,02 15,3

злокачественный процесс (рак)

M σ δ, %

774,5 39,76 5,13

2678 83,18 3,11

1594 40,51 2,52

0,93 0,06 6,45

0,16 0,01 6,25

единичных (мгновенных) измерениях на небиологических имитационных эталонах в условиях лаборатории и пациентах, а также добровольных здоровых испытуемых в клинике, представлен в табл. 1 и 2 соответственно. В случае метода ОТО анализируемыми физическими параметрами были регистрируемые сигналы с фотоприемника (фотодиода) в милливольтах в различных спектральных диапазонах длин волн (как представлено в табл. 2 – в зеленом (VG), красном (VR) и ближнем инфракрасном (VIR) диапазонах). А вычисляемыми медицинскими параметрами являлись параметры средней тканевой артериовенозной сатурации оксигемоглобина крови микроциркуляторного русла (StO2) и средней объемной фракции общего гемоглобина (крови) в тестируемом объеме биоткани (Vb), т. е. обычные параметры в практике ОТО [26].
Анализ предыдущих клинических данных
Как сообщалось ранее [17, 18], для онкологических больных авторы часто наблюдали сильные и объективные различия в спектрах АФ для разных пациентов, разных типов и разных

стадий развития опухолей. Но в то время авторами не было найдено соответствие в различиях наблюдаемых спектров АФ с различиями в локализации, морфологической форме рака, стадии его развития и др. Самые разнообразные спектры фиксировались как для отличающихся форм рака и стадий его развития, так и для полностью идентичных. В ряде клинических случаев (около 30%) не было отмечено видимого сигнала АФ для запущенного рака слизистых полости рта до начала курса радиотерапии и в течение всего курса лечения. Ряд пациентов (порядка 40%) обладал повышенной АФ не со всей поверхности опухоли, а только с 1–2 точек вокруг центра. Очень изменчивый характер спектров АФ наблюдался в течение курса радиотерапии. В целом было установлено, что среднее начальное значение Kf по всем пациентам с повышенной начальной порфириновой АФ с опухоли находится на уровне Kf = 0,6–0,7, в то время как для здоровых испытуемых значение Kf < 0,1.
Для пациентов с длительно незаживающими эрозивно-язвенными поражениями (ЭЯП) желудочно-кишечного тракта (ЖКТ) среднее начальное значение Kf было установлено на уровне

“Оптический журнал”, 76, 11, 2009

49

0,25–0,35 [19]. И чем меньше регистрировалось индивидуальное начальное значение Kf с области ЭЯП ЖКТ, тем более эффективной оказывалась для этих пациентов лазерная терапия, приводящая к концу курса к выравниванию значений Kf для области патологии и интактных слизистых тканей на уровне 0,05–0,08.
Изучение эндогенной АФ порфиринов для кожи пальцев рук у больных профессиональной вибрационной болезнью (ВБ), которая вызывается длительным воздействием производственной вибрации на руки рабочего, также показало стойкое увеличение значения Kf [20]. На 2-й стадии ВБ с выраженными трофическими поражениями кожи пальцев рук среднее значение Kf было определено на уровне 0,23 ± 0,08. Для начальной (1-й) стадии ВБ значение Kf было также повышено, но не столь значительно – на уровне 0,17 ± 0,08 при значениях Kf в контрольной группе добровольных испытуемых 0,08 ± 0,05.
Что может объединять все эти клинические результаты в свете изучаемой проблемы медицинской достоверности и интерпретации данных ЛФД? Если предположить, что повышенное накопление эндогенных порфиринов в биотканях вызывается повышенной клеточной пролиферацией, тогда невозможно объяснить полученные результаты в области гастроэнтерологии [19] и медицины труда [20], так как, например, хорошо известно, что в пальцах кожи рук при ВБ нет никакой повышенной клеточной пролиферации. Также ее нет и в случае длительно незаживающих ЭЯП ЖКТ. Эти результаты не могут быть объяснены и микробной этиологией, так как в общем случае она не применима для пациентов с ВБ.
По мнению авторов, без явных противоречий все эти результаты с единых позиций могут быть объяснены только одним образом – наличием хронической тканевой гипоксии и ее вариабельностью в процессе курсов лечения, особенно курсов радиотерапии, если принять гипотезу о влиянии хронической гипоксии на процесс накопления порфиринов в биотканях. Во всех описанных выше случаях тканевая гипоксия является принципиально важным, общим и объективным присутствующим фактором. Например, в соответствии с общими радиобиологическими предпосылками злокачественные новообразования часто имеют стойкую фракцию гипоксических клеток, являющихся фактором радиорезистентности опухолей [23]. Часто она наблюдается не по всему объему опухоли, а в отдельных ее фрагментах, и колеблется в течение

курса лучевого лечения. Именно хроническая гипоксия может влиять на метаболизм порфиринов в тканях [13, 15].
Поэтому, проанализировав еще раз все полученные ранее результаты, в целях создания обоснованной системы медицинской интерпретации данных ЛФД с учетом гипотезы о влиянии на результаты ЛФД тканевой гипоксии, была установлена следующая предварительная классификация полученных авторами значений Kf в терминах тканевой гипоксии:
Kf < 0,1 – отсутствие видимой хронической гипоксии,
Kf = 0,1–0,2 – начальная (легкая стадия) гипоксии,
Kf = 0,2–0,4 – хроническая гипоксия средней тяжести,
Kf > 0,4 – тяжелая стадия хронической гипоксии тканей.
Обсуждение полученных результатов
Что касается воспроизводимости данных ЛФД (табл. 1), то, очевидно, был получен результат по относительной погрешности измерений того же порядка, что и ранее. Небольшое снижение общей относительной погрешности для каждого из объектов диагностики можно объяснить более совершенным диагностическим оборудованием, чем использованное 10 лет назад. В общем же, ситуация, когда случайная погрешность единичных (мгновенных) измерений возрастает при переходе от неживого к живому объекту диагностики и от нормы к патологии (например, злокачественному процессу на слизистой полости рта), полностью качественно воспроизводится.
Более важно, что тот же самый результат был зафиксирован и для метода ОТО (табл. 2), т. е. данная закономерность не является специфичной только для метода ЛФД. Кроме того, полученный результат для ОТО показывает, что вычисляемые медико-биологические параметры в ОТО имеют существенно более ощутимую случайную погрешность (разброс данных от измерения к измерению), чем регистрируемые физические параметры (сигналы). Это говорит о том, что вычислительные алгоритмы методов и приборов ОТО вносят основной вклад в суммарную погрешность измерений в виде методической погрешности1. Причем значительная часть этой методической
1 Необходимо особо подчеркнуть, что диагностический критерий Kf был специально разработан и предложен авторами для метода ЛФД в целях снижения общей погрешности метода [16].

50 “Оптический журнал”, 76, 11, 2009

погрешности, видимо, формируется на самых заключительных этапах вычислений при решении обратной задачи и определении непосредственно параметров StO2 и Vb по вычисленным оптико-физическим характеристикам среды, так как решение прямой задачи на поглощение и рассеяние света в биоткани может быть сегодня выполнено достаточно точно для большинства практически важных случаев в ОТО [24]. Общая же приборная погрешность без учета вычислительных алгоритмов для обоих методов ЛФД и ОТО, оцениваемая на имитационных эталонах по уровням регистрируемых первичных физических данных, оказывается не очень существенной (1–2%) и того же порядка, что и был получен ранее [16].
Хотя общая случайная погрешность в данной серии экспериментов на живом объекте исследований и не превысила 20%, тем не менее, очень важно с точки зрения метрологии оценить значимость и возможное влияние этой “биологически наведенной погрешности” на конечное медицинское заключение по результатам диагностического обследования пациента методом ЛФД. В предложенной в предыдущем разделе классификации значений Kf в терминах гипоксии числовые значения Kf меняются от стадии к стадии в 2 раза или более, поэтому, очевидно, что даже погрешность в определении Kf 30–40% не будет иметь существенного значения. Хотя сам факт увеличивающейся случайной погрешности, видимо, мог бы стать предметом дополнительного подробного исследования.
Что же может являться причиной увеличения случайной погрешности измерений в случае живых биологических тканей? Сегодня полученные новые совокупные данные диагностики по методам ОТО и ЛДФ позволяют дать определенный ответ на этот вопрос. Хорошо известно, что в классической ЛДФ объективно наблюдаются ярко выраженные ритмы в микроциркуляции крови для живых биологических тканей [25]. Такие же ритмы неоднократно наблюдались авторами и методами ОТО [15, 17]. Поэтому при разовых (мгновенных) измерениях, например параметра StO2, выполняемых время от времени, врач может наблюдать картину, изображенную на рис. 4а. И этот результат может быть интерпретирован им как случайный разброс в диагностических данных.
Но если измерения выполняются во времени непрерывно, как это показано на рис. 4б, тогда параметр StO2, представленный как функция времени, будет интерпретирован врачом как про-

StO2, отн. ед.

StO2, отн. ед.

явление ритмов микрогемодинамики в системе микроциркуляции крови, т. е. как абсолютно корректный и объяснимый результат. Таким образом, живой и изменчивый характер объекта диагностики, особенно на уровне системы микроциркуляции крови, не принимаемый во внимание, может быть легко и ложно интерпретирован как случайная погрешность метода.
То же самое, вероятно, можно сказать и о методе ЛФД. Кровь в микроциркуляторном русле биоткани является сильным спектральным поглотителем света, особенно для синего и зеленого диапазонов видимого спектра, а также сильным светорассеивающим компонентом в красном диапазоне длин волн. Поэтому колебания объема крови в микрососудах биоткани (Vb) и разная степень ее оксигенации (StO2) могут сильно влиять на регистрируемые сигналы в ЛФД. Чем более изменчивая наблюдается перфузия тканей кровью, тем больший “случайный” разброс в регистрируемых данных ЛФД можно наблюдать in vivo в клиническом эксперименте. Результаты в табл. 1 хорошо отражают эту тенденцию.
Интересно отдельно отметить, что эти последние данные позволяют по-новому взглянуть на

0,816

(а)

0,808
0,800 0 24 48 72 96
0,82 (б)
0,81
0,80
0 24 48 72 96
Время, с Рис. 4. Различный “случайный” разброс в результатах однократных (а) и непрерывных (б) во времени результатов измерений.

“Оптический журнал”, 76, 11, 2009

51

предыдущие результаты авторов, полученные задолго до написания этой статьи, и дать ряд новых объяснений наблюдавшимся ранее явлениям, не получившим в свое время должного обоснования. Так, например, 10 лет назад сообщалось о наблюдавшейся повышенной АФ порфиринов с окружающих опухолей интактных тканей и даже с других здоровых тканей по всему организму для ряда онкологических больных [16]. В то время иследовались опухоли III–IV стадии, и повышенные значения Kf с интактных (здоровых) тканей могли быть следствием общей интоксикации организма больного на терминальной стадии развития рака, вызывающей общую ишемию и гипоксию тканей по всему организму пациента. Изменчивый характер АФ опухолей, наблюдавшийся в течение курса радиотерапии [17], мог отражать развитие деструктивных процессов в системе микроциркуляции крови под действием сильного ионизирующего излучения, что хорошо известно в теоретической радиологии (разрушение микрососудов опухоли, неоангиогенез и проч.). А общее уменьшение Kf к концу курса радиотерапии [18] могло свидетельствовать о полном разрушении микрососудов опухоли, если принять гипотезу о поступлении порфиринов в клетки опухоли с током крови, или, наоборот, о восстановлении и усилении процессов микроциркуляции крови в опухоли с общим уменьшением уровня тканевой гипоксии. В любом случае в настоящее время можно отметить явную корреляцию данных ЛФД с процессами микрогемодинамики и кислородного обмена в тканях.
Заключение
Приведенные данные исследований показывают, что сегодня есть все основания утверждать, что результаты ЛФД в любых лабораторных и клинических экспериментах являются достаточно достоверными с медицинской точки зрения и легко воспроизводимыми. Более того, несмотря на факт наличия формальной “случайной” погрешности разовых (мгновенных) измерений в ЛФД на уровне 20–40%, точность диагностического результата в свете выявленной корреляции данных ЛФД с состоянием хронической гипоксии в тканях может быть достаточно высока. Формальный “случайный” разброс в результатах единичных измерений, который часто наблюдается в тестовых клинических экспериментах, в большинстве своем определяется не приборной, а методической по-

грешностью и живым и изменчивым характером объекта диагностики, особенно на уровне системы микроциркуляции крови. Соответственно, чем больше информации будет у врача о различных особенностях процесса микроциркуляции крови в тестируемом объеме биоткани, тем более точную и корректную интерпретацию наблюдаемых данных ЛФД он сможет дать.
Необходимо отдельно подчеркнуть, что в проводимых клинических исследованиях не ставилась специальная цель изучения каких-либо биохимических или биофизических механизмов накопления порфиринов в биологических тканях на молекулярном или клеточном уровне. Изучались лишь диагностические возможности ЛФД в эксперименте в клинике для объяснения с единых теоретических позиций наблюдаемых экспериментальных данных с точки зрения информативности диагностики и их медицинской интерпретации. Тем не менее, полученные в работе результаты позволяют сегодня с определенной долей уверенности говорить и о возможных биофизических механизмах повышенного накопления порфиринов в тканях. Они могут быть связаны с состоянием хронической гипоксии в тканях и с мобилизацией порфиринов в этих условиях из потока циркулирующей в тканях крови. Это, конечно, не исключает и другие механизмы, влияющие на метаболизм порфиринов в клетках, например, часто обсуждаемого в литературе механизма, связанного с понижением уровня pH в клетках и тканях. Однако, видимо, можно достаточно легко показать, что начальным фактором и спусковым механизмом изменения pH в тканях и клетках также является хроническая тканевая гипоксия [27, 28].
Работа выполнена при финансовой поддержке РФФИ, грант № 08-02-00769.
ЛИТЕРАТУРА
1. Handbook of biomedical fluorescence / Ed. by Mycek M.A., Pogue B.W. N-Y: Marcel Dekker Inc., 2003. 665 p.
2. Harris D.M., Werkhaven J. Endogenous porphyrin fluorescence in tumors // Lasers in Surgery and Medicine. 1987. V. 7. № 4. P. 472–476.
3. Kato H., Aizawa K., Ono J., Konaka C., Kawate N., Yoneyama K., Kinoshita K., Nishimiya K., Sakai H., Noguchi M. Clinical measurement of tumor fluorescence using a new diagnostic system with hematoporphyrin derivative, laser photoradiation and spectroscopy // Lasers in Surgery and Medicine. 1984. V. 4. № 1. P. 49–58.
4. Demos S. G., Gandour-Edwards R., Ramsamooj R., de-Vere White R. Near-infrared autofluorescence

52 “Оптический журнал”, 76, 11, 2009

imaging for detection of cancer // Journal of Biomed. Optics. 2004. V. 9 № 3. P. 587–592.
5. Юденфренд С. Флуоресцентный анализ в биологии и медицине. М.: Мир, 1965. 484 с.
6. Policard A. Etudes sur les aspects offerts par des tumeurs experimentales examines a la lumiere de Wood // Compte Rendus. Soc. Biol. 1924. V. 91. P. 1423–1424.
7. Ghadially F.N., Neish W.J.P. Porphyrin fluoresence of experimentally produced squamous cell carcinoma // Nature. 1960. V. 169. P. 1124–1135.
8. Рогаткин Д.А. Неинвазивная лазерная флуоресцентная диагностика в медицине // Лазерная медицина. 2000. Т. 4. № 1. С. 30–35.
9. Аскаров К.А., Березин Б.Д., Евстигнеева Р.П., Быстрицкая Е.В., Ениколопян Н.С. Порфирины: спектроскопия, электрохимия, применение. М.: Наука, 1987. 384 с.
10. Orenstein A., Kostenich G., Rothmann C., Barshack I., Malik Z. Imaging of human skin lesions using multipixel Fourier transform spectroscopy // Lasers in Surgery and Medicine. 1998. V. 13. № 4. P. 112–118.
11. Сорокатый А.Е., Ягудаев Д.М., Маркова М.В. Фотодинамическая терапия в урологии // Лазерная медицина. 2006. Т. 10. № 6. С. 58–61.
12. El-Sharabasy M.M.H., El-Wassel A.M., Hafez M.M., Salim S.A. Porphyrin metabolism in some malignant diseases // Br. J. Cancer. 1992. V. 65. P. 409–412.
13. Кубатиев А.А. Порфирины, витамин В-12 и рак. Тула: Приокское изд-во, 1973. 224 с.
14. Рогаткин Д.А. Базовые принципы организации системного программного обеспечения многофункциональных неинвазивных спектрофотометрических диагностических приборов и комплексов // Медицинская техника. 2004. № 2. С. 8–12.
15. Горенков Р.В., Карпов В.Н., Рогаткин Д.А., Шумский В.И. Хроническая гипоксия как один из факторов повышенной флуоресценции эндогенных порфиринов в живых биологических тканях // Биофизика. 2007. Т. 52. № 4. С. 711–717.
16. Рогаткин Д.А., Приснякова О.А., Моисеева Л.Г., Черкасов А.С. Анализ точности лазерной клинической флюоресцентной диагностики // Измерительная техника. 1998. № 7. С. 58–61.
17. Rogatkin D.A., Polyakov P.Yu., Bychenkov O.A., Stepanenko E.A. Noninvasive fluorescent diagnostics in radiotherapy of mucosal oral tumors // Proc. SPIE. 2002. V. 4707. P. 236–243.
18. Tchernyi V.V., Rogatkin D.A., Bychenkov O.A., Polyakov P.Yu. Some results of multiwave in situ

autofluorescence diagnostics // Proc. SPIE. 2005. V. 5693. P. 336–343.
19. Клебанов Г.И., Рогаткин Д.А., Терещенко С.Г. Измерение поверхностной флуоресценции эндогенных порфиринов в процессе лазерной терапии язв желудка и 12-перстной кишки // Биофизика. 2004. Т. 49. № 5. С. 941–947.
20. Любченко П.Н., Горенков Р.В., Рогаткин Д.А., Гинзбург М.Л., Карпов В.Н. Использование лазерных методов диагностики для оценки трофических нарушений в дистальных отделах тканей верхних конечностей у больных вибрационной болезнью // Лазерная медицина. 2005. Т. 9. № 3. С. 38–43.
21. Sidorov V.V., Rogatkin D.A. Multifunctional laser noninvasive diagnostic system for medicine // Proc. of Russian-Bavarian Conf. on Biomedical Engineering. Moscow: MIET, 2008. P. 362–364.
22. Лапаева Л.Г., Рогаткин Д.А. Простые рабочие эталоны для калибровки и поверки приборов неинвазивной спектрофотометрии // Мат. 9-й межд. конф. “Измерение, контроль, информатизация” (ИКИ-2008) / Под ред. Хомутова О.И. и Сучковой Л.И. Барнаул: АГТУ им. И.И. Ползунова, 2008. С. 145–149.
23. Harting C., Peschke P., Borkenstein K., Karger C.P. Single-cell-based computer simulation of the oxygendepended tumour response to irradiation // Phys. Med. Biol. 2007. V. 52. P. 4775–4789.
24. Рогаткин Д.А. Об особенности в определении оптических свойств мутных биологических тканей и сред в расчетных задачах медицинской неинвазивной спектрофотометрии // Медицинская техника. 2007. № 2. С. 10–16.
25. Лазерная доплеровская флоуметрия микроциркуляции крови / Под ред. Крупаткина А.И., Сидорова В.В. М.: Медицина, 2005. 256 с.
26. Amzina M.V., Micheev A.A., Rogatkin D.A., Sidorov V.V. Combined medical diagnostic system with separated Laser-Doppler and reflectance oximeter channels // Proc. SPIE. 2006. V. 6163. 616317.
27. Soyemi O., Shear M., Landry M., Anunciacion D., Soller B. In vivo, noninvasive measurement of muscle pH during exercise using near infrared spectroscopy // Proc. SPIE. 2005. V. 6007. 60070N.
28. Gallagher F.A., Kettunen M.I., Day S.E., Hu De-En, Ardenkjær-Larsen J.H., Zandt R., Jensen P.R., Karlsson M., Golman K., Lerche M.H., Brindle K.M. Magnetic resonance imaging of pH in vivo using hyperpolarized 13C-labelled bicarbonate MR images reveal tumour pH // Nature. 2008. V. 453. № 7197. P. 940–943.

“Оптический журнал”, 76, 11, 2009

53