окт-исследование оптического просветления мышечной ткани in

ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ, 2016, том 120, № 1, с. 27–35
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
В БИОФИЗИКЕ И МЕДИЦИНЕ
УДК 535.36
ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЕ ОПТИЧЕСКОГО ПРОСВЕТЛЕНИЯ МЫШЕЧНОЙ
ТКАНИ IN VITRO С ПОМОЩЬЮ 40%-НОГО РАСТВОРА ГЛЮКОЗЫ
© 2016 г. Э. А. Генина*,**, А. Н. Башкатов*,**, М. Д. Козинцева*, В. В. Тучин*,**,***
* Саратовский государственный университет им. Н.Г. Чернышевского, 410026 Саратов, Россия
** Томский государственный университет, 634050 Томск, Россия
*** Институт проблем точной механики и управления РАН, 410028 Саратов, Россия
E-mail: [email protected]
Поступила в редакцию 10.07.2015 г.
Техника “оптического просветления биотканей” направлена на улучшение качества визуализации
структур, скрытых в глубине ткани. В работе с помощью оптической когерентной томографии
(ОКТ) измерен коэффициент диффузии глюкозы в скелетной мышечной ткани быка in vitro и выполнена оценка изменения контраста визуализации мышечных волокон, оптической глубины когерентного зондирования и детектирования под действием водного 40%-ного раствора глюкозы.
Впервые показано, что в течение 90 мин при увеличении глубины когерентного зондирования на
14% контраст ОКТ-изображений увеличивается в 4 раза, а глубина когерентного детектирования
структурных элементов ткани – в 2.4 раза. Коэффициент диффузии глюкозы в мышечной ткани составляет (2.98 ± 0.94) × 10–6 см2/с.
DOI: 10.7868/S0030403416010098
ВВЕДЕНИЕ
структур является временное снижение светорассеяния в биотканях с помощью оптических просветляющих агентов (ОПА) [8–14].
Оптическое иммерсионное просветление основывается на пропитывании (иммерсировании)
ткани биосовместимым химическим агентом, обладающим достаточно высоким показателем преломления и гиперосмотическими свойствами,
чтобы, проникая внутрь и взаимодействуя с составляющими биоткани, способствовать согласованию показателей преломления рассеивателей и
окружающей их среды, а также временному изменению взаимного расположения структурных
элементов ткани (их упорядочению) [8]. В качестве ОПА используются водные растворы глицерина, пропиленгликоля, полиэтиленгликоля и
т.д. [8–14]. Наряду с вышеперечисленными иммерсионными агентами достаточно широко применяются и водные растворы глюкозы [15].
Исследование кинетики изменения рассеивающих свойств биоткани при проникновении в
нее ОПА позволило разработать методики оценки коэффициента проницаемости различных
биотканей с помощью ОКТ [12, 16–19]. В свою
очередь, мониторинг диффузии оптических просветляющих агентов с высоким разрешением по
времени и глубине дает возможность дифференцировать здоровые и патологически измененные
биоткани [20–24]. Ранее оптическое просветление мышечной ткани под действием ОПА исследовалось в работах [25–32] с помощью методов с
В последние годы наблюдается все возрастающий интерес к разработке и применению оптических методов диагностики многих заболеваний
[1–3]. Такой интерес обусловлен уникальной информативностью, относительной простотой, безопасностью и достаточно низкой стоимостью оптических устройств по сравнению, например, с
рентгеновской компьютерной томографией или
магниторезонансной томографией (МРТ).
Одним из перспективных оптических методов
диагностики является оптическая когерентная
томография, причем в отличие от таких методов
как многофотонная флуоресцентная [4] и нелинейная микроскопия на основе генерации второй
гармоники [5] ОКТ является более простым и доступным методом исследований, позволяющим
изучать внутреннюю микроструктуру непрозрачных биотканей на глубине до 3 мм с пространственным разрешением 5–20 мкм без нарушения
их целостности [6, 7].
Хорошо известно, что основным ограничением оптических методов диагностики, включая
ОКТ, является сильное рассеяние света в биологических тканях, которое является причиной
снижения контраста и пространственного разрешения, а также малой глубины зондирования
[3, 8]. Одним из простых и эффективных методов
решения проблемы увеличения глубины зондирования и качества изображений внутритканевых
27
28
ГЕНИНА и др.
использованием спектроскопии интегрирующих
сфер, конфокальной и нелинейной микроскопии. В данных работах объектами исследования
служили образцы мышечной ткани брюшной
стенки и скелетной мышцы грызунов и миокарда
свиньи. Коэффициенты диффузии растворов
глюкозы в абдоминальной мышце и миокарде
были измерены в работах [31, 32]. Однако при
всей схожести разных типов мышечной ткани
значения коэффициентов диффузии в них существенно отличаются, что, по-видимому, связано с
различиями в структуре и компонентном составе
данных биотканей.
Таким образом, целью настоящей работы является измерение коэффициента диффузии глюкозы в скелетной мышце и оценка величины изменения контраста и глубины визуализации мышечных волокон с помощью ОКТ, что может
быть использовано для развития методов диагностики патологических изменений мышечной
ткани.
МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ
Исследования проводились на 8 образцах мышечной ткани быка in vitro. Перед началом эксперимента биоткань разрезалась на образцы площадью около 20 × 15 мм, причем волокна располагались параллельно поверхности. Толщина образцов
измерялась микрометром с точностью ±10 мкм в
нескольких точках, а затем усреднялась. Среднее
значение толщины исследуемых образцов до воздействия составляло 1.9 ± 0.18 мм, после просветления – 2.63 ± 0.54 мм.
В качестве ОПА использовался водный 40%-ный
раствор глюкозы (раствор для внутривенного введения, ОАО “Новосибхимфарм”, Россия). Показатель преломления раствора, измеренный с помощью рефрактометра DR-M2/1550 (Atago, Япония) на длине волны 930 нм, составил 1.37. рН
раствора, измеренный с помощью рН-метра
(Hanna, Германия), составил ~3.5.
Исследование оптического просветления биоткани проводилось с помощью спектрального оптического когерентного томографа OCP930SR
022 (Thorlabs, USA) с рабочей длиной волны 930 ±
± 5 нм и шириной полосы на полувысоте пика излучения 100 ± 5 нм. Оптическая мощность зондирующего излучения составляла 2 мВт, область
сканирования 6 мм. Аксиальное и латеральное
разрешение прибора на воздухе составляло соответственно 6.2 и 9.6 мкм. Образцы мышечной
ткани помещались в специально разработанную
кювету, имеющую отверстие в верхней стенке, а
затем кювета через отверстие заполнялась раствором глюкозы. Сканирование каждого участка
осуществлялось до нанесения раствора глюкозы
и в процессе оптического просветления в течение
90 мин. Регистрация В-сканов производилась
каждые 2–5 мин.
Полный коэффициент ослабления света на
участке биоткани μt, представляющий собой сумму коэффициентов поглощения μa и рассеяния μs,
может быть получен методом подбора параметров
аппроксимирующей кривой, рассчитанной с помощью соответствующей модели, на интересующем
участке в области наклона А-скана ОКТ-сигнала [6,
33, 34].
Модель однократного рассеяния основана на
предположении, что только свет, испытавший
однократное рассеяние, сохраняет когерентные
свойства и вносит свой вклад в формирование
ОКТ-сигнала. Модель однократного рассеяния
справедлива как для слабо рассеивающих биотканей, так и в области поверхностных слоев биоткани, где режим однократного рассеяния назад является преобладающим [34]. ОКТ-сигнал в данном случае определяется как [6, 33, 34]
1/2
(⟨i 2(z)⟩)1/2 ≈ (⟨i 2 ⟩ 0 )1/2 ( exp(− 2μ t z )) ,
(1)
где i(z) – ОКТ-сигнал, z – расстояние от поверхности ткани до участка, от которого пришел отраженный сигнал.
Известно, что результатом ОКТ-исследования
является измерение зависимости интенсивности
ОКТ-сигнала исследуемой ткани, R(z ) ∝ (⟨i 2(z )⟩)1/2 ,
от глубины z. Интенсивность ОКТ-сигнала зависит от отражательной способности α(z) биоткани
на заданной глубине, определяемой локальным
показателем преломления и локальной способностью биоткани рассеивать свет назад, и полного коэффициента ослабления μ t = μ a + μ s биоткани. В соответствии с моделью однократного рассеяния отраженная мощность пропорциональна
exp(–μtz) [6], т.е. может быть аппроксимирована
выражением
(2)
R(z ) = A exp(−μ t z) + B ,
где A – коэффициент пропорциональности, равный P0α(z), P0 – оптическая мощность в пучке,
падающем на поверхность биоткани, B – фоновый сигнал.
На рис. 1 представлены усредненный А-скан
ОКТ-сигнала от мышечной ткани и аппроксимирующая кривая, построенная с использованием
модели однократного рассеяния. Для анализа на
В-скане выбиралась область шириной 51 А-скан
(приблизительно 150 мкм). Подбор коэффициентов в уравнении (2) для аппроксимации экспериментальной кривой позволяет оценить усредненный по глубине (эффективный) коэффициент
ослабления света образцом мышечной ткани.
Структурно скелетная мышца, исследуемая в
настоящей работе, относится к поперечнополосатым мышечным тканям. Она состоит из много-
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
2016
ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЕ ОПТИЧЕСКОГО ПРОСВЕТЛЕНИЯ
ОКТ-сигнал, отн. ед.
500
400
300
200
R(z) = Aexp(−μtz) + B
100
0
300
600
900
1200
1500
z, мкм
Рис. 1. Усредненный А-скан ОКТ-сигнала от мышечной ткани быка (сплошная кривая) и аппроксимирующая (штриховая) кривая, построенная с использованием модели однократного рассеяния.
численных удлиненных волокон. Мышечное волокно рассматривают как многоядерную клетку,
покрытую ~10 нм мембраной – сарколеммой.
Диаметр функционально зрелого поперечнополосатого мышечного волокна обычно составляет
от 10 до 100 мкм, а длина волокна соответствует
длине мышцы. В каждом мышечном волокне
вдоль него в саркоплазме расположено множество нитевидных образований – миофибрилл,
упакованных в пучки и окруженных клеточной
мембраной. Толщина миофибриллы составляет
менее 1 мкм [35]. В саркоплазме мышечных волокон обнаруживается и ряд других структур, в том
числе митохондрии, объемная доля которых составляет по разным данным или ~5% [36] или от 4
до 15% [37] от объема волокна.
В мышечной ткани взрослых животных и человека содержится от 72 до 80% воды. Около 20–
28% от массы мышцы приходится на долю сухого
остатка, главным образом белков. Основными
белками, входящими в состав мышечных волокон, являются миозин (50–55% от сухой массы
миофибрилл) и актин (20% от сухой массы миофибрилл). Толстые нити (миофиламенты) образуются путем соединения большого числа определенным образом ориентированных в пространстве молекул миозина. Помимо белков в состав
сухого остатка входят гликоген и другие углеводы, различные липиды и другие химические соединения [35].
По литературным данным показатель преломления скелетной мышцы быка, измеренный в
диапазоне 560–640 нм, составляет 1.382 ± 0.004
[38]. Полагая объемную долю волокон мышечной
ткани равной 0.244 ± 0.003 [39], средний показатель преломления внутритканевой жидкости равОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
29
ным 1.35 [40], можно, используя закон Гладстона–Даля [3], оценить значение показателя преломления волокон мышечной ткани как 1.481, что
хорошо согласуется со значениями 1.46 и 1.53,
представленными в работах [39, 40]. В свою очередь волокна мышечной ткани формируются из
белковых миофибрилл и митохондрий. Поскольку показатель преломления митохондрий равен
1.4 [41], то показатель преломления миозин-актиновых волокон может быть оценен как 1.49 ±
± 0.005. Таким образом, упрощенная модель скелетной мышцы представляет собой систему плотно упакованных цилиндров с показателем преломления 1.49, располагающихся параллельно
друг другу во внутритканевой жидкости (смесь
межклеточной и внутриклеточной жидкостей),
объемная доля которых составляет 0.21–0.23, и
сферических рассеивателей диаметром порядка
0.5 ± 0.1 мкм [42] и показателем преломления 1.4,
объемная доля которых составляет ~0.02–0.04.
Поскольку мышечные волокна располагаются
параллельно поверхности, то диффузия ОПА в
ткань и воды из ткани идет через мембрану пучков мышечных волокон и сарколемму, однако в
данной модели скорость диффузии в этих мембранах и слоях цитоплазмы по отдельности не
учитывается. Диффузия усредняется по всему
объему биоткани. Таким образом, диффузия раствора глюкозы в мышечной ткани может быть
описана в рамках теории свободной диффузии с
некоторыми допущениями относительно процесса переноса: 1) обменный поток молекул глюкозы в биоткань и воды из нее в данной точке
пропорционален градиенту концентрации глюкозы в этой точке, 2) внутри во всех точках исследуемого образца коэффициент диффузии постоянен и 3) имеет место двусторонняя диффузия в
мышечную ткань.
Геометрически образец можно представить в
виде плоскопараллельной пластины конечной
толщины. Так как площадь верхней и нижней поверхностей данной пластины намного превышает
площадь ее боковых сторон, то краевыми эффектами можно пренебречь, следовательно, можно
решать одномерную задачу диффузии:
∂ 2C ( x, t )
∂ C ( x, t )
=D
,
(3)
2
∂t
∂ x
где С(x, t) – концентрация глюкозы в образце мышечной ткани, г/мл, D – коэффициент диффузии, см2/с, x – пространственная координата по
толщине образца биоткани, см, t – время, в течение которого происходила диффузия раствора в
биоткань, с. В первом приближении решение
данного уравнения имеет вид [43]
С (t ) = С 0 ⎛⎜1 − exp ⎛⎜ −t π 2 D2 ⎞⎞
⎟⎟ .
⎝
⎝
l ⎠⎠
2016
(4)
30
ГЕНИНА и др.
Коэффициент диффузии глюкозы в мышечной ткани быка in vitro
Образец
Толщина, мм
Коэффициент
диффузии, см2/с
Образец
Толщина, мм
Коэффициент
диффузии, см2/с
1
1.77
2.44 × 10–6
5
1.93
2.48 × 10–6
2
2.17
4.99 × 10–6
6
1.78
2.54 × 10–6
3
1.93
3.83 × 10–6
7
1.95
2.51 × 10–6
4
1.88
2.48 × 10–6
8
1.50
2.57 × 10–6
Среднее значение коэффициента диффузии ⟨D⟩ = (2.98 ± 0.94) × 10–6 см2/с.
Оптическая модель мышечной ткани представляет собой систему плотно упакованных тонких диэлектрических цилиндров, расположенных параллельно друг другу, и шаров, равномерно распределенных в пространстве между
цилиндрами. Коэффициент рассеяния мышечной ткани μs можно записать в следующем виде
[44, 45]:
(1 − ϕ1 ) +
ϕ1
σ m, x )
2 s1 (
(1 + ϕ1 )
πa1
3
μs =
ϕ2
+
σ s 2 ( m, x )
(1 − ϕ 2 ) 4
,
(1 + 2ϕ 2 ) 2
(5)
4 πa 3
2
3
где φ1 – объемная доля цилиндрических рассеивателей в мышечной ткани, φ2 – объемная доля
сферических рассеивателей в мышечной ткани,
a1 – радиус цилиндров, a2 – радиус сферических
рассеивателей, σ s1 ( m, x ) – сечение рассеяния ци-
линдрических рассеивателей, σ s 2 ( m, x ) – сечение
рассеяния сферических рассеивателей, m = ns / nI –
относительный показатель преломления рассеивателей, x = 2π anI / λ – параметр дифракции,
nI = nI 0(1 − C ) + nsC , nI – показатель преломления
внутритканевой жидкости, nI0 – показатель преломления внутритканевой жидкости в начальный
момент времени, ns – показатель преломления
мышечных волокон или митохондрий в образце,
C – концентрация глюкозы в мышечной ткани.
Уравнение (5) определяет зависимость коэффициента рассеяния от концентрации глюкозы
внутри образца мышечной ткани, т.е. формирует
прямую задачу. Обратной задачей в данном случае является восстановление значения коэффициента диффузии по временной зависимости коэффициента рассеяния. Эта задача решается минимизацией целевого функционала
N
f (D) =
∑ (μ (D, t ) − μ*(t )) ,
2
i
s
s
(6)
i
i =1
ОКТ-сигнал, дб
55
δ
50
R(z2)
45
R(z1)
40
Δ
0
300
600
900
1200
1500
Глубина, мкм
Рис. 2. Методика определения контраста
R ( z1 ) − R ( z 2 ) / [R ( z1 ) + R ( z 2 )] , глубины когерентного зондирования Δ и глубины когерентного детектирования δ на основе анализа распределения интенсивности сигнала на ОКТ-изображении.
где N – общее количество экспериментальных
точек, полученное при регистрации динамики на
фиксированной длине волны, μ s (D, t i ) – значение
коэффициента рассеяния, рассчитанное по формуле (5) в момент времени t при заданном значении D, μ *s (t i ) – экспериментально измеренное
значение коэффициента рассеяния в момент времени t [43].
Для минимизации целевого функционала использовался “комплексный” метод, подробно
описанный в работе [46]. Итерационная процедура повторялась до согласования экспериментальных и расчетных данных.
В процессе оптического просветления мышечной ткани определялись: контраст ОКТ-изображений, глубина когерентного зондирования
(ГКЗ) [47] и глубина когерентного детектирования (ГКД) [48] (рис. 2). Контраст полученных
изображений оценивался по формуле
Контраст =
R ( z1 ) − R ( z 2 )
,
R ( z1 ) + R ( z 2 )
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
(7)
2016
ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЕ ОПТИЧЕСКОГО ПРОСВЕТЛЕНИЯ
(а)
(б)
δ
1
2
(в)
(г)
(д)
(е)
1
δ
2
3
Рис. 3. ОКТ-изображения мышечной ткани быка до оптического просветления (а), через 10 (б), 20 (в), 30 (г), 60 (д) и
90 мин (е) после погружения в 40%-ный водный раствор глюкозы. Масштабная метка соответствует 0.5 мм. Отрезком
и буквой δ обозначена глубина когерентного детектирования. Цифрами обозначены визуализируемые слои биоткани.
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
2016
31
32
ГЕНИНА и др.
ОКТ-сигнал, дб
60
Контраст, отн. ед.
0.10
55
0.08
50
0.06
0.04
45
0.02
40
0
35
0
0
200
400
600
20
40
60
800
1000
Глубина, мкм
80
100
Время, мин
Рис. 5. Динамика изменения значений контраста
ОКТ-изображения мышечной ткани быка на оптических глубинах ~355–360 (□) и ~785–790 мкм (○). Вертикальные линии соответствуют среднеквадратичному отклонению.
Рис. 4. Распределение усредненного ОКТ-сигнала по
глубине для изображений, представленных на рис. 3а,
3в и 3е: сплошная кривая – до просветления, штриховая – через 20 мин, пунктирная – через 90 мин.
где R(z1) и R(z2) – соответственно минимальная и
максимальная амплитуды усредненного ОКТ-сигнала, полученные из изображения мышечной
ткани. Значения контраста рассчитывались на
оптических глубинах ~350–360 и ~785–790 мкм,
соответствующих залеганию отдельных мышечных волокон.
ГКЗ Δ определялась по уровню, соответствующему снижению кривой, аппроксимирующей
ОКТ-сигнал, в е раз. ГКД объекта внутри ткани δ
определялась как расстояние между максимумами интенсивности сигнала от поверхности образца и полезного сигнала из глубины ткани. В данном случае объектом детектирования служил
наиболее глубокий слой мышечной ткани, который визуализировался на ОКТ-изображении
(рис. 3а и 3е). Значения контраста, Δ и δ определялись на нескольких участках ОКТ-изображения, усредненных по десяти А-сканам, результаты от разных участков также усреднялись, и вычислялось среднеквадратичное отклонение.
РЕЗУЛЬТАТЫ И ОБСУЖДЕНИЕ
На рис. 3 представлены ОКТ-изображения
мышечной ткани до оптического просветления и
в различные моменты после его начала. Хорошо
видна слоистая структура ткани (цифрами на рис.
а и е обозначены визуализируемые слои). Отрезками и буквой δ отмечена ГКД биоткани.
Рисунок 4 показывает распределение усредненного ОКТ-сигнала по глубине для изображений, представленных на рис. 3а, 3в и 3е. Максимумы на кривых соответствуют светлым участкам
на ОКТ-изображениях, характеризующим слои
мышечной ткани, минимумы – границам между
слоями. Можно также заметить, что с течением
времени более глубокие слои визуализируются
лучше. Если в интактном образце третий слой не
заметен, то через 20 мин после начала иммерсии
он виден достаточно отчетливо. Через 90 мин второй и третий слои становятся еще более заметными.
На рис. 5 представлены результаты расчета
контраста ОКТ-изображения второго и третьего
слоев мышечной ткани, залегающих соответственно на оптических глубинах ~350–360 и
~785–790 мкм. Контраст второго слоя увеличился от 0.026 ± 0.004 до 0.099 ± 0.005, т.е. почти в
4 раза, а третьего слоя – от нуля до 0.027 ± 0.003.
ГКЗ интактной мышечной ткани по данным
оценки ОКТ-изображений составила 350 ± 20 мкм.
Для интактной ткани значения ГКЗ и ГКД практически совпали. Через 90 мин после начала воздействия раствора глюкозы ГКЗ биоткани увеличилась в среднем до 400 ± 30 мкм, что составило
приблизительно 14%. Увеличение ГКД составило
от 350 ± 15 мкм до 830 ± 20 мкм, т.е. приблизительно в 2.4 раза.
В работе [49] глубина детектирования рассматриваемой ткани (интактный образец поясничного межпозвоночного диска, ~600 мкм) существенно превышает значение ГКД интактного образца скелетной мышцы быка, полученное в
настоящей работе (~350 мкм). По-видимому, различия в значениях глубины полезного сигнала,
получаемого из ОКТ-изображений, связаны, вопервых, с различиями в структуре и свойствах исследуемых тканей, а во-вторых, с использованием
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
2016
ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЕ ОПТИЧЕСКОГО ПРОСВЕТЛЕНИЯ
авторами работы [49] техники поляризационного
ОКТ, которая позволяет улучшить изображение
тканей с ярко выраженными анизотропными свойствами.
Результаты расчетов коэффициента диффузии
глюкозы в мышечной ткани для каждого из восьми образцов представлены в таблице. Среднее
значение коэффициента диффузии составило
(2.98 ± 0.94) × 10–6 см2/с.
Различие между показателями преломления
внутритканевой жидкости (1.35), миофиламентами (1.49) и митохондриями (1.4) создает сильное
рассеяние биоткани. Под действием глюкозы,
проникающей во внутритканевое пространство,
происходит согласование показателей преломления компонентов биоткани, что приводит к повышению ее оптической прозрачности. Так, в работе [31] показано, что под действием 40%-ного
раствора глюкозы коэффициент коллимированного пропускания образца абдоминальной мышечной ткани крысы увеличился более чем на
70% в течение 30 мин на длине волны 900 нм. По
данным работы [32] коэффициент коллимированного пропускания миокарда свиньи увеличился приблизительно в 5 раз в течение 85 мин на
длине волны 900 нм при использовании в качестве ОПА также 40%-ного раствора глюкозы.
В работе [16] представлена зависимость коэффициента проницаемости склеры для раствора
глюкозы от глубины. Авторы показали, что скорость диффузии глюкозы в склере является нелинейной, увеличиваясь при переходе от поверхностного эпителиального слоя к строме. В отличие от работы [16] нами оценивался усредненный
по глубине зондирования (эффективный) коэффициент диффузии. Поскольку скелетная мышца
имеет сложную слоистую структуру, зависимость
коэффициента диффузии глюкозы от глубины
также может иметь нелинейный характер, и оценка коэффициента диффузии в отдельных слоях
мышечной ткани, лежащих на разной глубине,
для проверки этой гипотезы является перспективной задачей для дальнейших исследований.
В работах [31, 32] также рассчитывались усредненные по всему образцу коэффициенты диффузии глюкозы в различных типах мышечной ткани.
Значение коэффициента диффузии глюкозы в абдоминальной мышечной ткани, определенное по данным работы [31], составило 8.3 × 10–7 см2/с. В работе [32] оценка коэффициента диффузии аналогичного раствора в миокарде показала значение
4.75 × 10–7 см2/с. Данные значения отличаются от
значений, представленных в настоящей работе,
т.е. (2.98 ± 0.94) × 10–6 см2/с. Такие различия могут быть связаны, на наш взгляд, главным образом с различием в используемых методиках измерений и расчета, а также, возможно, с различием
в структурных и химических свойствах самих ис3 ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
33
следуемых образцов, поскольку они брались от
разных животных и разных органов, и способов
подготовки образцов. Так, например, плотность
миокарда составляет порядка 1.057 г/см3 [40],
плотность абдоминальной мышечной ткани
~1.05 г/см3 [50], в то время как плотность мышечной ткани быка, используемой в настоящем исследовании, составляет 0.937–0.953 г/см3 [51].
Совершенно очевидно, что меньшая плотность
мышечной ткани связана с большим содержанием в
ней свободной воды, и, следовательно, мышечная ткань быка, исследованная в настоящей работе, должна обладать наибольшей проницаемостью. Таким образом, значение коэффициента
диффузии глюкозы в ней больше, чем в мышечной ткани других типов.
Различия в скорости диффузии могут быть
связаны с различиями рН используемых растворов. Для анализа влияния рН нами был приготовлен водный 40%-ный раствор глюкозы аналогично методике, используемой в работе [31]. Измеренное значение рН составило 5.59. Авторы
работы [31] сообщили о некоторой дегидратации
образцов биоткани в процессе оптического просветления. Однако использование в настоящей
работе 40%-ного раствора глюкозы для внутривенного введения с большей кислотностью (рН ~3.5),
напротив, вызывало значительное увеличение
толщины образца биоткани (в среднем на ~38%),
что объясняется смещением pH внутритканевой
жидкости от изоэлектрической точки белков и
соответствующим набуханием биоткани [52].
Очевидно, что увеличение объема ткани при набухании приводит к разрыхлению волокон и увеличению внутритканевого пространства, что, в
свою очередь, способствует ускорению процесса
диффузии, в то время как дегидратация ткани,
т.е. ее уплотнение, затрудняет проникновение
молекул ОПА во внутритканевое пространство.
В то же время в работе [32] использование такого
же раствора глюкозы для внутривенного введения (рН ~3.5) для оптического просветления тканей миокарда вызывало уменьшение толщины
образцов в среднем на 14%, что на наш взгляд связано с различиями в белковом составе скелетных
и сердечных мышц организма. Так, например, содержание миофибриллярных белков в сердечной
мышце значительно меньше (~40% от объема волокна) по сравнению со скелетной (~70% от объема волокна) [35, 53], в то время как концентрация белков стромы в миокарде выше, чем в скелетной мышце [35]. По-видимому, данные
структурные особенности и химический состав
миокарда препятствуют его набуханию в растворах с низким рН.
2016
34
ГЕНИНА и др.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
В результате оптического просветления скелетной мышечной ткани быка in vitro с помощью
40%-ного раствора глюкозы получено 4-кратное
увеличение контраста изображения объектов, лежащих на глубине ~360 мкм, и значительное увеличение контраста изображения на глубине более
800 мкм от поверхности биоткани, что способствовало увеличению глубины когерентного детектирования с помощью ОКТ в ~2.4 раза. Измерен коэффициент диффузии глюкозы в мышечной ткани. Полученные результаты могут быть
использованы при разработке методик оптического просветления мышечной ткани in vivo.
Работа выполнена при поддержке фонда
им. Д.И. Менделеева Томского государственного
университета и при частичной поддержке грантом Президента РФ “Ведущие научные школы”
№ НШ-703.2014.2.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Handbook of Optical Biomedical Diagnostics / Ed. by
Tuchin V.V. Bellingham: SPIE Press, PM107, 2002.
2. Biomedical Photonics Handbook / Ed. by Vo-Dinh T.
Boca Raton: CRC Press, 2003; second edition, 2014.
3. Тучин В.В. Оптика биологических тканей. Методы
рассеяния света в медицинской диагностике. М.:
Физматлит, 2013.
4. So P.T.C., Dong C.Y., Masters B.R. // Biomedical Photonics Handbook / Ed. by Vo-Dinh T., Boca Raton:
CRC Press LLC, 2003.
5. Second Harmonic Generation Imaging / Ed. by
Pavone F.S., Campagnola P.J. Boca Raton: Taylor &
Francis Group LLC, CRC Press, 2014.
6. Wang R.K., Tuchin V.V. // Handbook of Coherent-Domain Optical Methods. Biomedical Diagnostics, Environmental Monitoring, and Material Science. Second
edition. Vol. 2 / Ed. by Tuchin V.V., New York, Heidelberg, Dordrecht, London: Springer, 2013.
7. Гладкова Н.Д., Шахова Н.М., Сергеева А.М. Руководство по оптической когерентной томографии.
М.: Физматлит, 2007.
8. Tuchin V.V. Optical Clearing of Tissues and Blood.
PM154. Bellingham: SPIE Press, 2006.
9. Proskurin S.G., Meglinski I.V. // Laser Phys. Lett. 2007.
V. 4. P. 824–826.
10. Liew Y.M., McLaughlin R.A., Wood F.M., Sampson D.D. //
J. Biomed. Opt. 2011. V. 16. № 11. P. 116018.
11. Genina E.A., Bashkatov A.N., Tuchin V.V. // Expert Rev.
Med. Devices. 2010. V. 7. P. 825–842.
12. Larin K.V., Ghosn M.G., Bashkatov A.N., Genina E.A.,
Trunina N.A., Tuchin V.V. // IEEE J. Select. Topics in
Quantum Electronics. 2012. V. 18. № 3. P. 1244–1259.
13. Wen X., Jacques S.L., Tuchin V.V., Zhu D. // J. Biomed.
Opt. 2012. V. 17. P. 066022.
14. Genina E.A., Bashkatov A.N., Sinichkin Yu.P., Yanina I.Yu., Tuchin V.V. // J. Biomed. Photonics & Engineering. 2015. V. 1. № 1. P. 22–58.
15. Genina E.A., Bashkatov A.N., Tuchin V.V. // Handbook
of Optical Sensing of Glucose in Biological Fluids and
Tissues / Ed. by Tuchin V.V. Boca Raton: Taylor &
Francis Group LLC, CRC Press, 2009. P. 657–692.
16. Ghosn M.G., Tuchin V.V., Larin K.V. // Opt. Lett. 2006.
V. 31. P. 2314–2316.
17. Ghosn M.G., Sudheendran N., Wendt M., Glasser A.,
Tuchin V.V., Larin K.V. // J. Biophoton. 2010. V. 3.
P. 25–33.
18. Генина Э.А., Башкатов А.Н., Ларин К.В., Каменских Т.Г., Тучин В.В. // Квант. электрон. 2011. Т. 41.
№ 5. С. 407–413.
19. Guo X., Wu G., Wei H., Deng X., Yang H., Ji Y., He Y.,
Guo Z., Xie S., Zhong H., Zhao Q., Zhu Z. // Photochem. Photobiol. 2012. V. 88. P. 311–316.
20. Ghosn M.G., Carbajal E.F., Befrui N.A., Tellez A.,
Granada J.F., Larin K.V. // J. Biomed. Opt. 2008. V. 13.
P. 010505.
21. Zhong H.Q., Guo Z.Y., Wei H.J., Zeng C.C., Xiong H.L.,
He Y.H., Liu S.H. // Laser Phys. Lett. 2010. V. 7.
P. 315–320.
22. Zhao Q.L., Si J.L., Guo Z.Y., Wei H.J., Yang H.Q.,
Wu G.Y., Xie S.S., Li X.Y., Guo X., Zhong H.Q., Li L.Q. //
Laser Phys. Lett. 2011. V. 8. P. 71–77.
23. Zhu Z., Wu G., Wei H., Yang H., He Y., Xie S., Zhao Q.,
Guo X. // J. Biophoton. 2012. V. 5. P. 1–8.
24. Tuchina D.K., Shi R., Bashkatov A.N., Genina E.A.,
Zhu D., Luo Q., Tuchin V.V. // J. Biophoton. 2015. V. 8.
№ 4. P. 332–346.
25. Dickie R., Bachoo R.M., Rupnick M.A., Dallabrida S.M.,
DeLoid G.M., Lai J., DePinho R.A., Rogers R.A. // Microvascular Res. 2006. V. 72. P. 20–26.
26. Plotnikov S., Juneja V., Isaacson A.B., Mohler W.A.,
Campagnola P.J. // Biophys. J. 2006. V. 90. № 1.
P. 328–339.
27. Nadiarnykh O., Campagnola P.J. // Opt. Express. 2009.
V. 17. № 7. P. 5794–5806.
28. LaComb R., Nadiarnykh O., Carey S., Campagnola P.J. //
J. Biomed. Opt. 2008. V. 13. № 2. P. 021109.
29. Nadiarnykh O., Campagnola P.J. // Second Harmonic
Generation Imaging / Ed. by Pavone F.S., Campagnola P.J. Boca Raton, London, New York: Taylor &
Francis Group, CRC Press, 2014. P. 169–189.
30. Oliveira L.M., Carvalho M.I., Nogueira E., Tuchin V.V. //
Laser Physics. 2013. V. 23. № 7. P. 075606.
31. Oliveira L., Carvalho M.I., Nogueira E., Tuchin V.V. //
J. Innovative Optical Health Sciences. 2013. V. 6. № 2.
P. 1350012.
32. Tuchina D.K., Bashkatov A.N., Genina E.A., Tuchin V.V. //
J. Innovative Optical Health Sciences. 2015. V. 8. № 3.
P. 1541006.
33. Faber D.J., van der Meer F.J., Aalders M.C.G., van Leeuwen T.G. // Optics Express. 2004. V. 12. № 19. P. 4353–
4365.
34. Lee P., Gao W., Zhang X. // Appl. Opt. 2010. V. 49.
№ 18. P. 3538–3544.
35. Березов Т.Т., Коровкин Б.Ф. Биологическая химия.
М.: Медицина, 1998. 704 с.
36. Schiaffino S., Reggiani C. // Physiol. Rev. 2011. V. 91.
P. 1447–1531.
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
2016
ОКТ-ИССЛЕДОВАНИЕ ОПТИЧЕСКОГО ПРОСВЕТЛЕНИЯ
37. Larsen S., Nielsen J., Hansen C.N., Nielsen L.B., Wibrand F., Stride N., Schroder H.D., Boushel R., Helge J.W.,
Dela F., Hey-Mogensen M. // J. Physiology. 2012.
V. 590. № 14. P. 3349–3360.
38. Dirckx J.J.J., Kuypers L.S., Decraemer W.F. // J. Biomed.
Opt. 2005. V. 10. № 4. P. 044014.
39. Oliveira L., Lage A., Pais Clemente M., Tuchin V.V. //
Opt. Lasers Eng. 2009. V. 47. № 6. P. 667–672.
40. Haskell R.C., Carlson F.D., Blank P.S. // Biophys. J.
1989. V. 56. № 2. P. 401–413.
41. Thar R., Kuhl M. // J. Theoretical Biology. 2004.
V. 230. P. 261–270.
42. Mourant J.R., Freyer J.P., Hielscher A.H., Eick A.A.,
Shen D., Johnson T.M. // Appl. Opt. 1998. V. 37. № 16.
P. 3586–3593.
43. Bashkatov A.N., Genina E.A., Tuchin V.V. // Handbook
of Optical Sensing of Glucose in Biological Fluids and
Tissues / Ed. by Tuchin V.V. Boca Raton: Taylor &
Francis Group LLC, CRC Press, 2009. P. 587–621.
44. Борен К., Хафмен Д. Поглощение и рассеяние света
малыми частицами. М.: Мир, 1986. 656 с.
45. Schmitt J.M., Kumar G. // Appl. Opt. 1998. V. 37. № 13.
P. 2788–2797.
46. Банди Б. Методы оптимизации. М.: Радио и связь,
1988. 128 с.
ОПТИКА И СПЕКТРОСКОПИЯ
том 120
№1
35
47. Проскурин С.Г. // Квант. электрон. 2012. Т. 42. № 6.
С. 495–499.
48. Генина Э.А., Терентюк Г.С., Хлебцов Б.Н., Башкатов А.Н., Тучин В.В. // Квант. электрон. 2012. Т. 42.
№ 6. С. 478–483.
49. Ignatieva N., Andreeva I., Lunin V., Zakharkina O.,
Sobol E., Kamensky V. // Lasers in Surgery and Medicine. 2008. V. 40. № 6. P. 422–432.
50. Schneider W., Bortfeld T., Schlegel W. // Phys. Med. Biol.
2000. V. 45. P. 459–478.
51. Ветеринария для всех. Отличительные признаки
мяса разных видов животных, птиц и дичи с константами жиров / Электронный ресурс. Режим доступа: http://vetfac.narod.ru/otlichija0mjasa.htm (дата обращения 01.07.2015).
52. Лыков А.В. Явления переноса в капилярно-пористых телах. М.: Гос. изд-во технико-теоретической
лит-ры, 1954.
53. Кузнецов С.Л., Мушкамбаров Н.Н., Горячкина В.Л.
Руководство-атлас по гистологии, цитологии и
эмбриологии / Электронный ресурс. Режим доступа:
http://nsau.edu.ru/images/vetfac/images/ebooks/histology/histology/r4/t11.html (дата обращения 01.07.2015).
2016
3*