RU2550990C1 - Method for optical capturing of particle in soft biological tissue - Google Patents

Abstract

FIELD: physics.

SUBSTANCE: method for optical capturing of a particle in soft biological tissue is based on irradiating the surface of the tissue with a parallel beam of coherent laser radiation and determining the depth z of the captured particle in the tissue. The radiation wavelength λ^* is selected depending on the depth z - for z<0.1 mm λ^*=450 nm, for z≥0.1 mm λ^*=1250·[1-exp(-z/1.35)], where λ^* is given in nm and z in mm.

EFFECT: invention provides maximum particle capturing force with minimal heating of the tissue.

3 dwg

Description

Изобретение относится к созданию оптической ловушки (лазерного пинцета) для захвата частицы или агрегата частиц внутри мягких биологических тканей. Оно может быть использовано при изучении структурных, биофизических, морфологических и оптических свойств частиц биологической ткани в условиях in vivo и их взаимодействия с окружающей средой для удерживания частиц в определенном месте биоткани или манипулирования ими.The invention relates to the creation of an optical trap (laser tweezers) for capturing a particle or aggregate of particles inside soft biological tissues. It can be used to study the structural, biophysical, morphological, and optical properties of particles of biological tissue under in vivo conditions and their interaction with the environment to hold particles in a specific place in biological tissue or to manipulate them.

Известно [1], что при изменении плотности потока I светового поля вдоль произвольной оси x возникает сила F_grad электромагнитной природы, которая действует на диэлектрическую частицу, попадающую в пространственную область указанного изменения. Абсолютная величина силы F_grad зависит от градиента dI/dx в направлении оси x, а также от оптических и структурных параметров частицы и среды, в которой она находится. Силу F_grad называют градиентной и используют в оптических ловушках (лазерных пинцетах) для захвата, перемещения и проведения иных бесконтактных операций с малыми частицами.It is known [1] that when the flux density I of the light field changes along an arbitrary x axis, a force F _{grad of} electromagnetic nature arises, which acts on the dielectric particle falling into the spatial region of this change. The absolute value of the force F _grad depends on the gradient dI / dx in the direction of the x axis, as well as on the optical and structural parameters of the particle and the medium in which it is located. The force F _grad is called gradient and is used in optical traps (laser tweezers) to capture, move and conduct other non-contact operations with small particles.

Известен [2] способ захвата диэлектрической частицы в оптическую ловушку, создаваемую силами F_P давления света на частицу, формируемыми одним или несколькими лазерными источниками. Эти силы действуют в направлении распространения излучения, а их абсолютная величина естьKnown [2] is a method of capturing a dielectric particle in an optical trap created by the forces F _P of light pressure on a particle formed by one or more laser sources. These forces act in the direction of radiation propagation, and their absolute value is

где A - коэффициент отражения света частицей.where A is the light reflection coefficient of the particle.

Недостатками способа [2] являются формирование слабых сил (1) и его непригодность для захвата частиц внутри биоткани из-за необходимости использовать большую плотность мощности E₀ облучения поверхности ткани, чтобы обеспечить требуемую силу F_P.Увеличение Е₀ вызывает избыточный нагрев ткани и может привести к ее повреждению или гибели.The disadvantages of the method [2] are the formation of weak forces (1) and its unsuitability for trapping particles inside the biological tissue due to the need to use a high power density E _{0 to} irradiate the tissue surface to provide the required force F _P. Increasing E ₀ causes excessive tissue heating and can cause damage or death.

Известен также способ [3], в котором градиент плотности светового потока создается путем интерференции двух пучков одномодового лазера с длиной волны λ=632.8 нм. Эти пучки направляются в кювету с частицами, которые вследствие действия градиентных сил захватываются вблизи максимумов (ярких участков) интерференционной картины.There is also a known method [3], in which the density gradient of the light flux is created by interference of two beams of a single-mode laser with a wavelength of λ = 632.8 nm. These beams are sent to a cell with particles, which, due to the action of gradient forces, are captured near the maxima (bright areas) of the interference pattern.

Недостатком способа [3] является его неприменимость для биоткани в условиях in vivo, т.к. свет с длиной волны 632.8 нм не обеспечивает требуемой величины силы F_grad в широком интервале глубин z ткани, где может находиться захватываемая частица. Кроме того, из-за рассеяния света в биоткани интерференционная картина, формируемая в глубине среды, обычно сильно размыта по пространству, что приводит к заметному уменьшению градиента плотности потока и, следовательно, силы F_grad.The disadvantage of this method [3] is its inapplicability to biological tissue in vivo, because light with a wavelength of 632.8 nm does not provide the required value of the force F _grad in a wide range of tissue depths z, where the trapped particle can be. In addition, due to the scattering of light in biological tissue, the interference pattern formed in the depths of the medium is usually strongly blurred in space, which leads to a noticeable decrease in the flux density gradient and, consequently, the force F _grad .

Наиболее близким к предлагаемому способу является способ [4] захвата биологической частицы в оптическую ловушку, создаваемую инфракрасным лазером, генерирующим свет с фиксированной длиной волны в интервале от 800 до 1800 нм. Лазерное излучение падает на собирающую линзу с малым фокусным расстояние и в области ее фокуса (перетяжки пучка) формируется большой градиент светового поля и соответствующая сила F_grad. Сходящийся пучок лазера направляется в кювету, содержащую частицу, которая захватывается вблизи указанной фокальной точки собирающей линзы.Closest to the proposed method is a method [4] for capturing a biological particle in an optical trap created by an infrared laser generating light with a fixed wavelength in the range from 800 to 1800 nm. Laser radiation is incident on a collecting lens with a small focal length, and a large gradient of the light field and the corresponding force F _{grad are} formed in the region of its focus (beam waist). A converging laser beam is directed into a cell containing a particle that is captured near the specified focal point of the collecting lens.

Недостатком способа [4] является его неприменимость для биоткани in vivo, т.к. инфракрасное излучение с указанными длинами волн не обеспечивает требуемой величины силы F_grad в широком интервале глубин z ткани, где может находиться захватываемая частица. Кроме того, из-за сильного рассеяния света в биоткани область перетяжки пучка обычно сильно размыта по пространству, что приводит к заметному уменьшению градиента плотности потока и, следовательно, силы F_grad. Отметим также, что способ [4] не дает ответа на вопрос, какая длина волны лазерного облучения оптимальна для улавливания частицы на заданной глубине z в биоткани с точки зрения обеспечения максимальной силы захвата частицы.The disadvantage of this method [4] is its inapplicability to biological tissue in vivo, because infrared radiation with the indicated wavelengths does not provide the required magnitude of the force F _grad in a wide range of tissue depths z, where the trapped particle can be. In addition, due to the strong scattering of light in biological tissue, the beam waist region is usually strongly blurred in space, which leads to a noticeable decrease in the flux density gradient and, consequently, the force F _grad . We also note that the method [4] does not provide an answer to the question of what wavelength of laser irradiation is optimal for capturing a particle at a given depth z in biological tissue from the point of view of ensuring maximum particle capture force.

Задачей настоящего изобретения является обеспечение возможности захвата частицы или агрегата частиц в широком интервале глубин z биологической ткани путем оптимального выбора длины волны λ^* облучения ее поверхности, формируя максимальную силу захвата частицы при минимальном нагреве ткани.The objective of the present invention is to enable the capture of a particle or particle aggregate in a wide range of depths z of biological tissue by optimally choosing the wavelength λ ^{* of} irradiation of its surface, forming the maximum capture force of the particles with minimal heating of the tissue.

Решение поставленной задачи достигается тем, что в способе оптического захвата частицы в мягкой биологической ткани, основанном на облучении поверхности ткани лазерным светом, формируют параллельный пучок когерентного лазерного излучения, определяют глубину z нахождения захватываемой частицы в ткани и в зависимости от глубины z выбирают длину волны λ^* облучения - при z<0.1 мм λ^*=450 нм, при z≥0.1 мм λ^*=1250[1-exp(-z/1.35)], где λ^* в нм, z в мм.The solution of this problem is achieved by the fact that in the method of optical capture of particles in soft biological tissue, based on the irradiation of the tissue surface with laser light, a parallel beam of coherent laser radiation is formed, the depth z of the location of the captured particle in the tissue is determined, and the wavelength λ is selected depending on the depth z ^* irradiation - at z <0.1 mm λ ^* = 450 nm, at z≥0.1 mm λ ^* = 1250 [1-exp (-z / 1.35)], where λ ^* in nm, z in mm.

Сущность предлагаемого изобретения поясняется чертежами.The essence of the invention is illustrated by drawings.

На фиг.1 изображена радиальная структура плотности потока I(r) в мягкой биоткани на примере дермы кожи на длинах волн λ=600 нм (сплошные кривые) и 700 нм (штриховые) при степени оксигенации крови S=0.5 (а, в) и 0.97 (б, г), объемной концентрация крови C_b=0.04 (а, б) и 0.02 (в, г); объемной концентрации меланина C_m=0.08, z=1 мм, Е₀=1 Вт/см².Figure 1 shows the radial structure of the flux density I (r) in a soft biological tissue using the example of skin dermis at wavelengths λ = 600 nm (solid curves) and 700 nm (dashed lines) with a degree of blood oxygenation S = 0.5 (a, c) and 0.97 (b, d), volumetric blood concentration C _b = 0.04 (a, b) and 0.02 (c, d); volume concentration of melanin C _m = 0.08, z = 1 mm, E ₀ = 1 W / cm ² .

На фиг.2 показаны зависимости градиентной силы F, создаваемой лазерным пучком света на глубинах z=0.16 (кривые 7), 0.2 (2), 0.5 (3), 1 (4), 2 (5), 4 (6) и 8 мм (7) при облучении поверхности кожи на различных длинах волн λ=400-1800 нм.Figure 2 shows the dependences of the gradient force F created by the laser light beam at depths z = 0.16 (curves 7), 0.2 (2), 0.5 (3), 1 (4), 2 (5), 4 (6) and 8 mm (7) upon irradiation of the skin surface at various wavelengths λ = 400-1800 nm.

На фиг.3 приведены расчетная (сплошная кривая) и аппроксимационная (штриховая) зависимости длины волны λ^* облучения, обеспечивающей максимальную градиентную силу F_max, от глубины z положения захватываемой частицы внутри дермы кожи.Figure 3 shows the calculated (solid curve) and approximation (dashed) dependences of the irradiation wavelength λ ^* providing the maximum gradient force F _max on the depth z of the position of the trapped particle inside the skin dermis.

Известно, что процессы рассеяния биологической тканью когерентного пучка излучения приводят к формированию внутри среды спекл-структуры светового поля. Спекл-структура есть результат интерференции излучения, рассеянного под небольшими углами относительно направления падения света [5]. В радиальной плоскости или плоскости, перпендикулярной этому направлению, она представляет собой чередующиеся яркие и темные участки, называемые спеклами. Это изменение плотности светового потока I обуславливает формирование градиентной силы F_grad, которую можно рассчитать по формулеIt is known that the processes of scattering of a coherent radiation beam by biological tissue lead to the formation of a speckle structure of the light field inside the medium. The speckle structure is the result of interference of radiation scattered at small angles with respect to the direction of light incidence [5]. In a radial plane or a plane perpendicular to this direction, it represents alternating bright and dark areas called speckles. This change in the light flux density I determines the formation of the gradient force F _grad , which can be calculated by the formula

где с=3·10¹⁰/n см/с - скорость света в среде,where c = 3 · 10 ¹⁰ / n cm / s is the speed of light in the medium,

n - абсолютное значение показателя преломления среды,n is the absolute value of the refractive index of the medium,

α=3(m²-1)/(m²+2) - удельная поляризуемость частицы,α = 3 (m ² -1) / (m ² +2) is the specific polarizability of the particle,

m=n_p/n - относительный показатель преломления частицы,m = n _p / n is the relative refractive index of the particle,

n_p - абсолютное значение показателя преломления частицы,n _p is the absolute value of the refractive index of the particle,

R - радиус сферы такого же объема, как и частица,R is the radius of a sphere of the same volume as the particle,

dI/dx - градиент плотности светового потока (Вт/см³),dI / dx - gradient of light flux density (W / cm ³ ),

B - константа пропорциональности, зависящая от параметров частицы (n_p и R) и среды (n), в которой она находится.B is the proportionality constant, depending on the parameters of the particle (n _p and R) and the medium (n) in which it is located.

Из (2) следует, что сила F_grad направлена вдоль оси x в сторону увеличения (при m>1) или уменьшения (при m<1) плотности светового потока. Для частиц биоткани обычно m≈1.05.From (2) it follows that the force F _{grad is} directed along the x axis in the direction of increasing (for m> 1) or decreasing (for m <1) the light flux density. For particles of biological tissue, usually m≈1.05.

Характерный радиус L спекла, зависящий от длины волны λ облучения поверхности ткани и глубины z, определяется по формуле [5, 6]The characteristic speckle radius L, depending on the wavelength λ of the irradiation of the tissue surface and depth z, is determined by the formula [5, 6]

где D(λ,z) - дисперсия углового распределения интенсивности света, распространяющегося под малыми углами относительно направления освещения поверхности.where D (λ, z) is the dispersion of the angular distribution of the intensity of light propagating at small angles relative to the direction of illumination of the surface.

Плотность полного светового потока на глубине z в радиальной плоскости можно рассчитать по формуле [6]The density of the total luminous flux at a depth z in the radial plane can be calculated by the formula [6]

где E₀ - освещенность поверхности ткани,where E ₀ - illumination of the surface of the fabric,

r - расстояние, отсчитываемое от оси пучка,r is the distance measured from the axis of the beam,

φ - случайная фаза,φ is a random phase,

E_c(λ,z) и E_nc(λ,z) - нормированные значения освещенности, создаваемой соответственно когерентным и некогерентным рассеянным светом на глубине z в указанной плоскости при облучении поверхности на длине волны λ.E _c (λ, z) and E _nc (λ, z) are the normalized values of the illumination produced respectively by coherent and incoherent scattered light at a depth z in the indicated plane when the surface is irradiated at a wavelength of λ.

Отметим, что в правой части (4) первое слагаемое дает составляющую светового поля, зависящую от r, а второе - некогерентный фон, не зависящий от r. Поэтому в формирование градиентных сил в глубине среды вклад вносит только первое слагаемое.We note that in the right-hand side of (4), the first term gives the component of the light field that depends on r, and the second gives an incoherent background that is not dependent on r. Therefore, only the first term contributes to the formation of gradient forces deep in the medium.

На фиг.1 представлена радиальная структура плотности потока I(λ,z,r), рассчитанная авторами по формуле (4) при двух значениях λ=600 и 700 нм на глубине z=1 мм. В качестве примера биоткани взята кожа человека. Ее структурные и оптические параметры приведены в [7], а методика расчета характеристик E(λ,z) и L(λ,z) светового поля - в [5, 6, 8]. Выбраны типичные значения структурных и биофизических параметров кожи. Здесь степень оксигенации крови S=0.5 (а, в) и 0.97 (б, г), объемная концентрация крови C_b=0.04 (а, б) и 0.02 (в, г), объемная концентрация меланина C_m=0.08, толщины рогового слоя 20 мкм и эпидермиса 100 мкм. Авторами были выполнены расчеты при других значениях указанных параметров кожи. Они варьировались в пределах, характерных для этого типа ткани [7]. Оказалось, что переменная по г составляющая (первое слагаемое в правой части (4), слабо зависит от таких изменений и определяется, в основном, значениями λ и z.Figure 1 shows the radial structure of the flux density I (λ, z, r) calculated by the authors according to formula (4) for two values of λ = 600 and 700 nm at a depth of z = 1 mm. Human skin was taken as an example of biological tissue. Its structural and optical parameters are given in [7], and the methodology for calculating the characteristics E (λ, z) and L (λ, z) of the light field is given in [5, 6, 8]. Typical values of structural and biophysical parameters of the skin are selected. Here, the degree of blood oxygenation is S = 0.5 (a, c) and 0.97 (b, d), the volume concentration of blood C _b = 0.04 (a, b) and 0.02 (c, d), the volume concentration of melanin C _m = 0.08, the thickness of the horn a layer of 20 microns and an epidermis of 100 microns. The authors performed calculations at other values of the indicated skin parameters. They varied within the limits characteristic of this type of tissue [7]. It turned out that the variable in r component (the first term on the right-hand side of (4), weakly depends on such changes and is determined mainly by the values of λ and z.

Из формулы (4) находим градиент плотности светового потока dI/dr, создающий силу F_grad, действующую на частицу, находящуюся на глубине z:From formula (4) we find the light flux density gradient dI / dr, which creates a force F _grad acting on a particle located at a depth z:

Знак «минус» указывает на направление силы - в сторону уменьшения или увеличения r. Как видно из (1) и (5), градиентная сила F_grad в радиальной плоскости принимает по абсолютной величине наибольшие значения, соответствующие выполнению равенства $$\left|sin\left[\pi r/L\left(\lambda ,z\right)+\varphi \right]\right|=1$$

. Из (1) и (5) также следует, что максимальная абсолютная величина силы F_grad The minus sign indicates the direction of the force - in the direction of decreasing or increasing r. As can be seen from (1) and (5), the gradient force F _grad in the radial plane takes in absolute value the highest values corresponding to the equality $$\left|sin\left[\pi r/L\left(\lambda ,z\right)+\varphi \right]\right|=\mathrm{one}$$

. From (1) and (5) it also follows that the maximum absolute value of the force F _grad

зависит от λ и z через характеристики спеклов Ec(λ,z) и L(λ,z).depends on λ and z through the characteristics of the speckles Ec (λ, z) and L (λ, z).

Сопоставим максимальные значения градиентной силы (6) и силы давления (2) при одинаковой плотности мощности облучения поверхности. Для этого на примере частицы с R=3 мкм рассмотрим отношение F_max(λ,z)/F_Pmax={8παR[3(1+A)I_max(λ,z,r)]}(dI/dr)_max, где индекс max означает максимальные значения соответствующих величин. Пусть для оценок A=1. Расчеты показали, что это отношение заключено в пределах 150-800 при z<2 см. Иными словами, максимум градиентной силы примерно на 2-3 порядка превышает наибольшую силу давления, так что последней можно с уверенностью пренебречь. Аналогичные вычисления показали, что можно из-за малости по сравнению с dlldr не учитывать градиент плотности светового потока dI/dz в направлении оси z, т.е. в направлении распространения света.Let us compare the maximum values of the gradient force (6) and pressure force (2) for the same power density of the surface irradiation. For this, using the example of a particle with R = 3 μm, we consider the ratio F _max (λ, z) / F _Pmax = {8παR [3 (1 + A) I _max (λ, z, r)]} (dI / dr) _max , where the index max means the maximum values of the corresponding quantities. Let for estimates A = 1. Calculations showed that this ratio is in the range of 150-800 for z <2 cm. In other words, the maximum gradient force is about 2-3 orders of magnitude higher than the largest pressure force, so the latter can be safely neglected. Similar calculations showed that, due to the smallness in comparison with dlldr, it is possible not to take into account the gradient of the light flux density dI / dz in the direction of the z axis, i.e. in the direction of the propagation of light.

На фиг.2 представлены значения градиентной силы F(λ,z) (в Н), создаваемой параллельным лазерным пучком света с E₀=1 Вт/см² на глубинах z=0.16 (кривые 1), 0.2 (2), 0.5 (3), 1 (4), 2 (5), 4 (6) и 8 мм (7) при облучении поверхности ткани на различных длинах волн λ=400-1900 нм. При вычислениях использованы типичные для мягких тканей параметры n=1.33, m=1.05 и R=3 мкм. Как видно, по мере увеличения z максимальную силу F_max обеспечивает облучение на возрастающей длине волны λ^*. Так, в верхних слоях дермы при z=0.12 мм наибольшее значение F_max имеет место при λ^*≈450 нм, при z≈0.5 мм - λ^*≈700 нм, при z≈1 мм - λ^*≈850 нм и т.д. Особенности зависимости силы F от длины волны λ, показанные на фиг.2, и наличие максимума при λ=λ^* обусловлены спектральным поведением характеристик поглощения и рассеяния света компонентами мягких тканей, прежде всего дериватов гемоглобина крови и воды.Figure 2 shows the values of the gradient force F (λ, z) (in N) generated by a parallel laser light beam with E ₀ = 1 W / cm ² at depths z = 0.16 (curves 1), 0.2 (2), 0.5 ( 3), 1 (4), 2 (5), 4 (6) and 8 mm (7) upon irradiation of the tissue surface at various wavelengths λ = 400-1900 nm. In the calculations, the parameters n = 1.33, m = 1.05, and R = 3 μm, typical for soft tissues, were used. As can be seen, as z increases, the maximum force F _{max is} provided by irradiation at an increasing wavelength λ ^* . So, in the upper layers of the dermis at z = 0.12 mm, the highest value of F _max occurs at λ ^* ≈450 nm, at z≈0.5 mm - λ ^* ≈700 nm, at z≈1 mm - λ ^* ≈850 nm, etc. d. The features of the dependence of the force F on the wavelength λ shown in FIG. 2 and the presence of a maximum at λ = λ ^{* are} due to the spectral behavior of the absorption and scattering characteristics of the components of the soft tissues, especially the blood and water hemoglobin derivatives.

Используя данные фиг.2, сопоставим значения силы F_max, действующей на частицу внутри ткани, при облучении поверхности среды по предлагаемому способу и по прототипу [4] (λ=800-1800 нм). Пусть для конкретности облучение осуществляют на длине волны λ=1000 нм. Как видно из фиг.2, в верхнем слое ткани при z≤0.5 мм (кривые 1-3) и в глубине при z≥4 мм (кривые 6 и 7) значения F_max по предлагаемому способу примерно в 2-4 раза превышают максимальную силу согласно [4] при одинаковой плотности мощности E₀. При z=1-2 мм (кривые 4 и 5) оба способа дают примерно одинаковую максимальную силу. Аналогичные выводы можно сделать и для других длин волн облучения поверхности ткани из диапазона 800-1800 нм, предложенного в [4]. Отметим, что результаты расчетов на фиг.2 представлены для случая облучения поверхности ткани параллельным пучком света. Если пучок сходящийся, как в [4], превышение силы F_max по предлагаемому способу над [4] будет в широком интервале глубин z еще заметнее, т.к. в этом случае падающая на поверхность энергия лазера будет в глубине распределена на большей площади.Using the data of figure 2, we compare the values of the force F _max acting on the particle inside the tissue, when the surface of the medium is irradiated by the proposed method and the prototype [4] (λ = 800-1800 nm). Let, for concreteness, irradiation be carried out at a wavelength of λ = 1000 nm. As can be seen from figure 2, in the upper layer of fabric at z≤0.5 mm (curves 1-3) and in depth at z≥4 mm (curves 6 and 7), the values of F _max according to the proposed method are approximately 2-4 times higher than the maximum force according to [4] at the same power density E ₀ . At z = 1-2 mm (curves 4 and 5), both methods give approximately the same maximum force. Similar conclusions can be drawn for other wavelengths of irradiation of the tissue surface from the range of 800-1800 nm, proposed in [4]. Note that the calculation results in figure 2 are presented for the case of irradiation of the tissue surface with a parallel beam of light. If the beam converges, as in [4], the excess of the force F _max by the proposed method over [4] will be even more noticeable in a wide range of depths z, because in this case, the laser energy incident on the surface will be distributed in depth over a larger area.

На фиг.3 проиллюстрировано, как найти длину волны λ^*, обеспечивающую максимальную силу F_max на заданной глубине z в биоткани. Здесь показаны расчетная зависимость λ^*(z), полученная из графиков фиг.2 (сплошная кривая), и ее аппроксимация (штриховая кривая) формулой λ^*=1250[1-exp(-z/1.35)], где λ^* в нм, z в мм. Незначительные различия между этими кривыми приводят к небольшому отклонению силы F_max от ее максимального значения. Однако такое отклонение не превышает 5%.Figure 3 illustrates how to find the wavelength λ ^* , providing the maximum force F _max at a given depth z in the biological tissue. Here we show the calculated dependence λ ^* (z) obtained from the graphs of Fig. 2 (solid curve) and its approximation (dashed curve) by the formula λ ^* = 1250 [1-exp (-z / 1.35)], where λ ^* in nm , z in mm. Slight differences between these curves lead to a slight deviation of the force F _max from its maximum value. However, this deviation does not exceed 5%.

Таким образом, предлагаемый способ позволяет в широком интервале глубин z в ткани сформировать максимальную силу F_max захвата частицы или агрегата частиц за счет оптимального выбора длины волны облучения поверхности ткани. Указанная сила в 2 и более раз превышает силу захвата частицы в соответствии с прототипом.Thus, the proposed method allows in a wide range of depths z in the tissue to form the maximum force F _max capture of particles or aggregates of particles due to the optimal choice of the wavelength of the irradiation of the tissue surface. The specified force is 2 or more times greater than the capture force of the particles in accordance with the prototype.

Источники информацииInformation sources

1. Б.М. Яворский, А.А. Детлаф. Справочник по физике. М.: Наука, 3-е издание. 1965. С.347-348.1. B.M. Yavorsky, A.A. Detlaf. Handbook of Physics. M .: Science, 3rd edition. 1965. S.347-348.

2. A. Ashkin. Apparatuses for trapping and accelerating neutral particles. US Patent No.370279. H01S 3/06, 3/09. 09.01.1973.2. A. Ashkin. Apparatuses for trapping and accelerating neutral particles. US Patent No.370279. H01S 3/06, 3/09. 01/09/1973.

3. А.А. Афанасьев, В.М. Катаркевич, А.Н. Рубинов, Т.Ш. Эфендиев. Модуляция концентрации частиц в интерференционном поле лазерного излучения // Журн. прикл. спектроск. 2002. Т.69. №5. С.675-679.3. A.A. Afanasyev, V.M. Katarkevich, A.N. Rubinov, T.Sh. Efendiev. Modulation of particle concentration in the interference field of laser radiation // Zh. adj. spectroscope. 2002.V. 69. No. 5. S.675-679.

4. A. Ashkin. Non-destructive optical trap for biological particles and method of doing same. US Patent No.4893886. G02B 27/00. 16.01.1990.4. A. Ashkin. Non-destructive optical trap for biological particles and method of doing same. US Patent No.4893886. G02B 27/00. 01/16/1990.

5. Иванов А.П., Кацев И.Л. О спекл-структуре светового поля в дисперсной среде, освещенной лазерным пучком // Квантовая электроника. 2005. Т.35. №7. С.670-674.5. Ivanov A.P., Katsev I.L. On the speckle structure of a light field in a dispersed medium illuminated by a laser beam // Quantum Electronics. 2005.V. 35. Number 7. S.670-674.

6. Н.Д. Абрамович, В.В. Барун, С.К. Дик, А.С. Терех. 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. С.212-214.6. N.D. Abramovich, V.V. Barun, S.K. Dick, A.S. Terekh. An analytical technique for assessing the contrast of the speckle structure of a light field scattered by soft biological tissues // 5th Trinity Conference “Medical Physics and Innovations in Medicine”. Collection of materials. 2012.V.1. S.212-214.

7. В.В. Барун, А.П. Иванов, А.В. Волотовская, В.С. Улащик. Спектры поглощения и глубина проникновения света в нормальную и патологически измененную кожу человека // Журнал прикладной спектроскопии. 2007. Т.74. №3. С.387-394.7. V.V. Barun, A.P. Ivanov, A.V. Volotovskaya, V.S. The eater Absorption spectra and the penetration depth of light into normal and pathologically altered human skin // Journal of Applied Spectroscopy. 2007.V. 74. Number 3. S.387-394.

8. В.В. Барун, А.П. Иванов. Поглощение света кровью при низкоинтенсивном лазерном облучении кожи // Квантовая электроника. 2010. Т.40. №4. С.371-376.8. V.V. Barun, A.P. Ivanov. Absorption of light by blood during low-intensity laser irradiation of the skin // Quantum Electronics. 2010.V. 40. Number 4. S.371-376.

Claims (1)

Способ оптического захвата частицы в мягкой биологической ткани, основанный на облучении поверхности ткани лазерным светом, отличающийся тем, что формируют параллельный пучок когерентного лазерного излучения, определяют глубину z нахождения захватываемой частицы в ткани и в зависимости от глубины z выбирают длину волны λ^* облучения - при z<0.1 мм λ^*=450 нм, при z≥0.1 мм λ^*=1250·[1-exp(-z/1.35)], где λ^* в нм, z в мм. A method of optical capture of a particle in soft biological tissue, based on irradiating the surface of the tissue with laser light, characterized in that a parallel beam of coherent laser radiation is formed, the depth z of the location of the captured particle in the tissue is determined, and the radiation wavelength λ ^* is selected depending on the depth z - when z <0.1 mm λ ^* = 450 nm, at z≥0.1 mm λ ^* = 1250 · [1-exp (-z / 1.35)], where λ ^* in nm, z in mm.

Images