eng
Выпуск #5/2018
И. А. Разницына, П. А. Куликова, А. А. Глазков, Д. А. Рогаткин
Лазерные неповреждающие технологии для верификации органов и тканей в малоинвазивной и робот-ассистированной хирургии
Лазерные неповреждающие технологии для верификации органов и тканей в малоинвазивной и робот-ассистированной хирургии
Просмотры: 2856
Обсуждается необходимость развития методов, позволяющих дифференцировать органы и типы тканей в хирургии. Проведен многофакторный анализ спектров флюоресценции и обратного рассеяния различных биотканей. Восемь из выделенных 11 типов тканей удалось определить с точностью более 80%. Полученные результаты позволяют полагать, что в будущем оптические технологии смогут лечь в основу навигации в робот-ассистированной и малоинвазивной хирургии.
DOI: 10.22184/1993-7296.2018.12.5.530.536
DOI: 10.22184/1993-7296.2018.12.5.530.536
Теги: backscattered spectroscopy laser fluorescence spectroscopy optical technologies surgical navigation technology лазерная флюоресцентная спектроскопия оптические технологии спектроскопия обратного рассеяния хирургическая навигация
Всякое хирургическое вмешательство, даже минимальное, представляет потенциальную опасность, предугадать которую не всегда возможно [1]. Резко возрастающее количество неблагоприятных последствий лечения, в том числе хирургического, породило появление нового термина – "ятроэпидемия" [2]. Если на предоперационном этапе врач может применить широкий арсенал инструментально-диагностических подходов, помогающих принять решение и определиться с тактикой, то в момент операции в рутинной практике хирургу часто приходится опираться на свою субъективную оценку операционного поля и данные, полученные на дооперационном этапе. Другими словами, хирург нередко вынужден быстро принимать решения, ориентируясь на визуальную и тактильную оценку тканей, а иногда и на интуицию. Если же говорить о лапароскопической и робот-ассистированной хирургии, столь интенсивно развивающихся сегодня, то врач практически лишен там тактильных ощущений, а цветопередача изображения может быть немного изменена. При нормальной анатомии в большинстве случаев опытный хирург может и в такой ситуации с легкостью дифференцировать разные органы и ткани, однако в случае аномалий или вариантов развития органов у хирурга могут возникнуть затруднения в верификации тех или иных структур [3]. Известно, что 5% дефектов оказания хирургической помощи, приведших к жалобам и судебно-медицинским экспертизам, связаны именно с аномалией развития органов [1]. Также близость анатомических структур, выраженная спаечная болезнь повышают риск совершить ошибку и неправильно продифференцировать органы и ткани, что может привести к повреждению здоровых тканей.
Таким образом, очевидна необходимость создания удобного, доступного для широкого применения прибора, позволяющего хирургу проводить интраоперационное экспресс-определение анатомических структур и их верификацию без повреждения исследуемых тканей. На сегодняшний день ряд аппаратов для робот-ассистированной хирургии, предназначенных для нейрохирургических операций (например Spine Assist, Mazor Surgical Technologies, Caesarea, Израиль), снабжены системой КТ-контроля, однако ее применение сопряжено с радиационной нагрузкой на организм. Использование ультразвуковых методов, безопасных для человека, в робот-ассистированной хирургии на сегодняшний день затруднено ввиду необходимости обеспечения импедансного согласования, что невозможно для открытых ран. Использование магнитного поля в условиях операций также проблематично.
Существует и другой подход к решению данной задачи. Известно, что различные типы ткани имеют разные спектры обратного рассеяния электромагнитного излучения в видимой области спектра. Также различие в содержании таких природных (эндогенных) флюорофоров, как коллаген, эластин, кератин, порфирин и других, отражается и на спектрах флюоресценции in vivo. Зафиксировать данные различия можно путем регистрации спектра вторичного излучения после воздействия на объект узкополосным (лазер) и широкополосным (лампа) источниками низкоинтенсивного видимого света. Преимуществом такого подхода является, во‑первых, безопасность для тканей использования маломощного излучения в не разрушающем их режиме. Во-вторых, большинство хирургических роботов уже снабжено системой визуализации, выполненной в виде эндоскопических зондов, и внедрение дополнительных каналов для доставки и регистрации диагностического излучения не составит больших технических трудностей. В-третьих, оптическое излучение позволяет получать информацию от объекта в режиме реального времени, что способствует мгновенной передаче информации хирургу.
Главным препятствием, стоящим на пути внедрения данной технологии в практику, является отсутствие отработанных методик и численных критериев определения типа ткани по оптическим спектрам. Известно много работ, посвященных анализу оптических спектров обратного рассеяния различных тканей и поиску специфических количественных критериев их дифференцирования [4]. Известны также работы, в которых были предприняты попытки верифицировать биоткани при помощи флюоресцентного анализа [5]. Тем не менее, ни один из этих методов так и не стал общепризнанным и не вошел в широкую практику по целому ряду причин, в первую очередь из-за низкой точности и специфичности [6]. Однако есть основания полагать, что одновременная оценка и спектров флюоресценции, и спектров диффузного отражения тканей может все же помочь в решении данных задач, стоящих перед практикующими хирургами.
С технической точки зрения принцип работы большинства оптических спектроскопических систем для медицинской диагностики in vivo одинаков: к поверхности исследуемого объекта при помощи оптоволоконного зонда подводится низкоинтенсивное оптическое излучение (узкополосное и / или широкополосное), взаимодействующее с биотканью. Из-за различий в степени кровенаполнения в биохимическом составе и морфологии биоткани обладают различными поглощающими, рассеивающими и флюоресцирующими свойствами. Свет, проникающий в биоткань, претерпевает внутри нее различные линейные (упругое рассеяние, поглощение) и нелинейные (флюоресценция) взаимодействия, поэтому выходящая из ткани за счет многократного рассеяния часть излучения, попадающая в детектирующее волокно, несет комплексную информацию о составе и структуре ткани. Но эту информацию еще надо "расшифровать", так как, например, на регистрируемые спектры флюоресценции сильное влияние оказывают поглощающие и рассеивающие свойства биотканей. Следовательно, для решения этой задачи требуется применение сочетанных методов диагностики.
ИССЛЕДОВАНИЯ СПЕКТРОВ ОБРАТНОГО РАССЕЯНИЯ И ФЛЮОРЕСЦЕНЦИИ НА ПРИМЕРЕ ТКАНЕЙ ЛАБОРАТОРНЫХ ЖИВОТНЫХ
В лаборатории медико-физических исследований МОНИКИ имени М. Ф. Владимирского был проведен эксперимент по оценке вторичных спектров излучения после воздействия на различные типы тканей узкополосного и широкополосного (белый свет) источников оптического излучения. Было проведено изучение оптических свойств различных тканей лабораторных крыс. Для анализа животные были умерщвлены путем введения летальной дозы анестетика (Золетил 200 мг / кг), осуществлен забор разных фрагментов разных тканей и органов: фрагмент легкого (n = 6), поперечно-полосатой мышечной ткани (n = 8), печени (n = 6), почки (n = 7), сальника (n = 7), сердечной мышцы (n = 7), фрагмент тестикулы (n = 6), кости (n = 4), нервной ткани (n = 6), фрагмент пищевода (n = 5), кожи (n = 6). Органы и фрагменты органов были промыты в физиологическом растворе и помещены на подложку, выполненную из светопоглощающего материала. Измерения спектров обратного рассеяния и флюоресценции тканей проводили следующим образом: дистальный конец оптоволоконного зонда диагностической системы подводился к поверхности органа, устанавливался перпендикулярно поверхности исследуемой области. Исследуемая ткань освещалась лазерным излучением с длиной волны, например λe = 365 нм, Далее, по команде пользователя, происходила регистрация спектра эндогенной флюоресценции. Пример зарегистрированного спектра представлен на рис. 1. Здесь отчетливо наблюдаются несколько максимумов: пик обратного рассеяния на длине волны возбуждения Ibs(λe) и максимум на длинах волн флюоресценции If(λf) эндогенных флюорофоров. Реальная величина Ibs(λe) примерно в β = 1 000 раз больше, чем представлена на рисунке. Для того чтобы на мониторе персонального компьютера (ПК) визуально сравнить интенсивности флюоресценции, в приборах используют систему оптических фильтров (рис. 2), уменьшающую величину пика обратного рассеяния.
По окончании сбора сигнала флюоресценции автоматически на ткань подавалось несколько импульсов от источника белого света – ксеноновой лампы, после чего происходила регистрация широкополосного спектра обратного рассеяния. Для нашего исследования число импульсов было равно четырем, поскольку было показано эмпирически, что при таком количестве импульсов можно получить наибольший детектируемый сигнал, не выходящий за пределы максимально возможного для регистрации прибором без насыщения.
Для анализа спектров флюоресценции использовался массив коэффициентов флюоресцентной контрастности [7]:
.
Для получения спектра обратного рассеяния ткани, который зависит лишь от свойств самой ткани, проводилась нормировка результатов измерений с источником белого света на спектры, снятые с материала, обладающего известным коэффициентом обратного рассеяния r – фторопласта (r = 0,85).
Для каждого образца ткани были проанализированы 1 500 значений интенсивности флюоресценции в диапазоне длин волн 400–730 нм, нормированных на пик обратного рассеяния (длина волны возбуждения λe = 365 нм), а также 1 600 значений интенсивности обратного рассеяния в диапазоне 390–740 нм при воздействии на ткань источником белого света.
Для сокращения количества переменных был применен метод главных компонент с вращением (варимакс). Для спектра флюоресценции 98,3% дисперсии было объяснено пятью главными компонентами. Для спектра интенсивности диффузного рассеяния 6 главных компонент позволили объяснить 92,2% дисперсии. Полученные 11 главных компонент были включены в дискриминантный анализ. Статистическую обработку данных проводили в программе IBM SPSS Statistics v23 (IBM corp., USA).
Исследование проводилось на новом диагностическом приборе "Мультиком", разработанном в ООО "ЦИИР ЭОС–Медика" и сочетающем в себе принципы лазерной флюоресцентной спектроскопии и спектроскопии обратного рассеяния [8]. Принципиальная схема прибора представлена на рис. 2.
Система управления и обработки может формировать, принимать и обрабатывать две основные управляющие команды: "наблюдение" и "измерение". По команде "наблюдение" включается выбранный лазерный источник в непрерывном режиме и происходит непрерывно регистрация спектра вторичного излучения флюоресценции спектрометром. По команде "измерение" в памяти устройства выполняется сохранение последнего измеренного спектра флюоресценции, выключается лазерный источник, на короткое время включается источник белого света и регистрируется спектрометром спектр отражения в белом свете, после чего все измеренные спектры передаются в систему управления и обработки. Отметим, что расположение осветительных волокон – равномерное, вокруг приемного волокна, благодаря чему достигается равенство диагностических объемов для двух последовательно проведенных измерений.
ПОЛУЧЕННЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ
Результаты дискриминантного анализа с применением 11 главных компонент от спектров интенсивности флюоресценции и интенсивности обратного рассеяния представлены в таблице. Как видим, 88,2% выбранных исходных сгруппированных наблюдений классифицированы правильно. Таким образом, предложенные физико-математические подходы позволяют с довольно высокой точностью дифференцировать обследованные органы и ткани.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Прибор, позволяющий проводить экспресс-верификацию разных тканей и органов, может быть полезен для интраоперационной навигации и в перспективе позволит снизить риск ятрогенных повреждений в хирургии. Одним из возможных подходов для создания такого прибора может быть сочетанное применение разных оптических методов, а именно лазерной флюоресцентной спектроскопии и спектроскопии обратного рассеяния. Результаты наших исследований показали, что многофакторый анализ спектров флюоресценции и обратного рассеяния от биоткани позволяет успешно дифференцировать разные органы и ткани. При этом девять из выделенных нами 11 типов тканей можно определить с точностью примерно 80%. Такой результат является хорошим основанием для проведения более масштабного эксперимента с большой обучающей выборкой и большим числом типов тканей. Ввиду того что применяемые оптические методы доступны, не повреждают ткани и предоставляют информацию в режиме реального времени при удобном и понятном интерфейсе, они могут стать надежным дополнительным методом навигации при проведении хирургических вмешательств.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Федченко Т.М., Кирдяпкина A. B. Дефекты оказания хирургической помощи в оценке судебно-медицинских экспертных комиссий // Тихоокеанский медицинский журнал, 2003, № 1, с. 79–80.
Fedchenko T. M., Kirdyapkina A. B. Defekty okazaniya hirurgicheskoj pomoshchi v ocenke sudebno-medicinskih ekspertnyh komissij // Tihookeanskij medicinskij zhurnal, 2003, № . 1, p. 79–80.
2. Авдеев А. И., Козлов С. В. Ятрогенные заболевания (медико-правовые аспекты проблемы) // Дальневосточный медицинский журнал, 2009, № 3, с. 113–116.
Avdeev A. I., Kozlov S. V. Yatrogennye zabolevaniya (mediko-pravovye aspekty problemy) // Dal’nevostochnyj medicinskij zhurnal, 2009, № 3, p.113–116.
3. Федоров А. В., Кригер А. Г., Берелавичус С. В., Ефанов М. Г., Горин Д. С. Робот-ассистированные операции в абдоминальной хирургии // Хирургия. Журнал им. Н. И. Пирогова, 2010, № 1, с. 16–21.
Fedorov A. V., Kriger A. G., Berelavichus S. V., Efanov M. G., Gorin D. S. Robot-assistirovannye operacii v abdominal’noj hirurgii //Hirurgiya. Zhurnal by N. I. Pirogova, 2010, № 1, p. 16–21.
4. Engelhardt A., Kanawade R., Knipfer C., Schmid M., Stelzle F., Adler W. Comparing classification methods for diffuse reflectance spectra to improve tissue specific laser surgery // BMC medical research methodology, 2014, 14:91.
5. Stelzle F. et al. Autofluorescence spectroscopy for nerve-sparing laser surgery of the head and neck – the influence of laser-tissue interaction // Lasers in medical science, 2017, 32(6), pp. 1289–1300.
6. Рогаткин Д. А. Физические основы лазерной клинической флюоресцентной спектроскопии in vivo. Лекция. – Медицинская физика, 2014, № 4, с. 78–96.
Rogatkin D. A. Fizicheskie osnovy lazernoj klinicheskoj flyuorescentnoj spektroskopii in vivo. Lekciya. – Medicinskaya fizika, 2014, № 4, p. 78–96.
7. Rogatkin D., Shumskiy V., Tereshenko S. and Polyakov P. Laser-based non-invasive spectrophotometry – an overview of possible medical application // Photon Lasers Med, 2013, 2(3), с. 225–240.URL: http://www.eosmedica.ru.
Таким образом, очевидна необходимость создания удобного, доступного для широкого применения прибора, позволяющего хирургу проводить интраоперационное экспресс-определение анатомических структур и их верификацию без повреждения исследуемых тканей. На сегодняшний день ряд аппаратов для робот-ассистированной хирургии, предназначенных для нейрохирургических операций (например Spine Assist, Mazor Surgical Technologies, Caesarea, Израиль), снабжены системой КТ-контроля, однако ее применение сопряжено с радиационной нагрузкой на организм. Использование ультразвуковых методов, безопасных для человека, в робот-ассистированной хирургии на сегодняшний день затруднено ввиду необходимости обеспечения импедансного согласования, что невозможно для открытых ран. Использование магнитного поля в условиях операций также проблематично.
Существует и другой подход к решению данной задачи. Известно, что различные типы ткани имеют разные спектры обратного рассеяния электромагнитного излучения в видимой области спектра. Также различие в содержании таких природных (эндогенных) флюорофоров, как коллаген, эластин, кератин, порфирин и других, отражается и на спектрах флюоресценции in vivo. Зафиксировать данные различия можно путем регистрации спектра вторичного излучения после воздействия на объект узкополосным (лазер) и широкополосным (лампа) источниками низкоинтенсивного видимого света. Преимуществом такого подхода является, во‑первых, безопасность для тканей использования маломощного излучения в не разрушающем их режиме. Во-вторых, большинство хирургических роботов уже снабжено системой визуализации, выполненной в виде эндоскопических зондов, и внедрение дополнительных каналов для доставки и регистрации диагностического излучения не составит больших технических трудностей. В-третьих, оптическое излучение позволяет получать информацию от объекта в режиме реального времени, что способствует мгновенной передаче информации хирургу.
Главным препятствием, стоящим на пути внедрения данной технологии в практику, является отсутствие отработанных методик и численных критериев определения типа ткани по оптическим спектрам. Известно много работ, посвященных анализу оптических спектров обратного рассеяния различных тканей и поиску специфических количественных критериев их дифференцирования [4]. Известны также работы, в которых были предприняты попытки верифицировать биоткани при помощи флюоресцентного анализа [5]. Тем не менее, ни один из этих методов так и не стал общепризнанным и не вошел в широкую практику по целому ряду причин, в первую очередь из-за низкой точности и специфичности [6]. Однако есть основания полагать, что одновременная оценка и спектров флюоресценции, и спектров диффузного отражения тканей может все же помочь в решении данных задач, стоящих перед практикующими хирургами.
С технической точки зрения принцип работы большинства оптических спектроскопических систем для медицинской диагностики in vivo одинаков: к поверхности исследуемого объекта при помощи оптоволоконного зонда подводится низкоинтенсивное оптическое излучение (узкополосное и / или широкополосное), взаимодействующее с биотканью. Из-за различий в степени кровенаполнения в биохимическом составе и морфологии биоткани обладают различными поглощающими, рассеивающими и флюоресцирующими свойствами. Свет, проникающий в биоткань, претерпевает внутри нее различные линейные (упругое рассеяние, поглощение) и нелинейные (флюоресценция) взаимодействия, поэтому выходящая из ткани за счет многократного рассеяния часть излучения, попадающая в детектирующее волокно, несет комплексную информацию о составе и структуре ткани. Но эту информацию еще надо "расшифровать", так как, например, на регистрируемые спектры флюоресценции сильное влияние оказывают поглощающие и рассеивающие свойства биотканей. Следовательно, для решения этой задачи требуется применение сочетанных методов диагностики.
ИССЛЕДОВАНИЯ СПЕКТРОВ ОБРАТНОГО РАССЕЯНИЯ И ФЛЮОРЕСЦЕНЦИИ НА ПРИМЕРЕ ТКАНЕЙ ЛАБОРАТОРНЫХ ЖИВОТНЫХ
В лаборатории медико-физических исследований МОНИКИ имени М. Ф. Владимирского был проведен эксперимент по оценке вторичных спектров излучения после воздействия на различные типы тканей узкополосного и широкополосного (белый свет) источников оптического излучения. Было проведено изучение оптических свойств различных тканей лабораторных крыс. Для анализа животные были умерщвлены путем введения летальной дозы анестетика (Золетил 200 мг / кг), осуществлен забор разных фрагментов разных тканей и органов: фрагмент легкого (n = 6), поперечно-полосатой мышечной ткани (n = 8), печени (n = 6), почки (n = 7), сальника (n = 7), сердечной мышцы (n = 7), фрагмент тестикулы (n = 6), кости (n = 4), нервной ткани (n = 6), фрагмент пищевода (n = 5), кожи (n = 6). Органы и фрагменты органов были промыты в физиологическом растворе и помещены на подложку, выполненную из светопоглощающего материала. Измерения спектров обратного рассеяния и флюоресценции тканей проводили следующим образом: дистальный конец оптоволоконного зонда диагностической системы подводился к поверхности органа, устанавливался перпендикулярно поверхности исследуемой области. Исследуемая ткань освещалась лазерным излучением с длиной волны, например λe = 365 нм, Далее, по команде пользователя, происходила регистрация спектра эндогенной флюоресценции. Пример зарегистрированного спектра представлен на рис. 1. Здесь отчетливо наблюдаются несколько максимумов: пик обратного рассеяния на длине волны возбуждения Ibs(λe) и максимум на длинах волн флюоресценции If(λf) эндогенных флюорофоров. Реальная величина Ibs(λe) примерно в β = 1 000 раз больше, чем представлена на рисунке. Для того чтобы на мониторе персонального компьютера (ПК) визуально сравнить интенсивности флюоресценции, в приборах используют систему оптических фильтров (рис. 2), уменьшающую величину пика обратного рассеяния.
По окончании сбора сигнала флюоресценции автоматически на ткань подавалось несколько импульсов от источника белого света – ксеноновой лампы, после чего происходила регистрация широкополосного спектра обратного рассеяния. Для нашего исследования число импульсов было равно четырем, поскольку было показано эмпирически, что при таком количестве импульсов можно получить наибольший детектируемый сигнал, не выходящий за пределы максимально возможного для регистрации прибором без насыщения.
Для анализа спектров флюоресценции использовался массив коэффициентов флюоресцентной контрастности [7]:
.
Для получения спектра обратного рассеяния ткани, который зависит лишь от свойств самой ткани, проводилась нормировка результатов измерений с источником белого света на спектры, снятые с материала, обладающего известным коэффициентом обратного рассеяния r – фторопласта (r = 0,85).
Для каждого образца ткани были проанализированы 1 500 значений интенсивности флюоресценции в диапазоне длин волн 400–730 нм, нормированных на пик обратного рассеяния (длина волны возбуждения λe = 365 нм), а также 1 600 значений интенсивности обратного рассеяния в диапазоне 390–740 нм при воздействии на ткань источником белого света.
Для сокращения количества переменных был применен метод главных компонент с вращением (варимакс). Для спектра флюоресценции 98,3% дисперсии было объяснено пятью главными компонентами. Для спектра интенсивности диффузного рассеяния 6 главных компонент позволили объяснить 92,2% дисперсии. Полученные 11 главных компонент были включены в дискриминантный анализ. Статистическую обработку данных проводили в программе IBM SPSS Statistics v23 (IBM corp., USA).
Исследование проводилось на новом диагностическом приборе "Мультиком", разработанном в ООО "ЦИИР ЭОС–Медика" и сочетающем в себе принципы лазерной флюоресцентной спектроскопии и спектроскопии обратного рассеяния [8]. Принципиальная схема прибора представлена на рис. 2.
Система управления и обработки может формировать, принимать и обрабатывать две основные управляющие команды: "наблюдение" и "измерение". По команде "наблюдение" включается выбранный лазерный источник в непрерывном режиме и происходит непрерывно регистрация спектра вторичного излучения флюоресценции спектрометром. По команде "измерение" в памяти устройства выполняется сохранение последнего измеренного спектра флюоресценции, выключается лазерный источник, на короткое время включается источник белого света и регистрируется спектрометром спектр отражения в белом свете, после чего все измеренные спектры передаются в систему управления и обработки. Отметим, что расположение осветительных волокон – равномерное, вокруг приемного волокна, благодаря чему достигается равенство диагностических объемов для двух последовательно проведенных измерений.
ПОЛУЧЕННЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ
Результаты дискриминантного анализа с применением 11 главных компонент от спектров интенсивности флюоресценции и интенсивности обратного рассеяния представлены в таблице. Как видим, 88,2% выбранных исходных сгруппированных наблюдений классифицированы правильно. Таким образом, предложенные физико-математические подходы позволяют с довольно высокой точностью дифференцировать обследованные органы и ткани.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Прибор, позволяющий проводить экспресс-верификацию разных тканей и органов, может быть полезен для интраоперационной навигации и в перспективе позволит снизить риск ятрогенных повреждений в хирургии. Одним из возможных подходов для создания такого прибора может быть сочетанное применение разных оптических методов, а именно лазерной флюоресцентной спектроскопии и спектроскопии обратного рассеяния. Результаты наших исследований показали, что многофакторый анализ спектров флюоресценции и обратного рассеяния от биоткани позволяет успешно дифференцировать разные органы и ткани. При этом девять из выделенных нами 11 типов тканей можно определить с точностью примерно 80%. Такой результат является хорошим основанием для проведения более масштабного эксперимента с большой обучающей выборкой и большим числом типов тканей. Ввиду того что применяемые оптические методы доступны, не повреждают ткани и предоставляют информацию в режиме реального времени при удобном и понятном интерфейсе, они могут стать надежным дополнительным методом навигации при проведении хирургических вмешательств.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Федченко Т.М., Кирдяпкина A. B. Дефекты оказания хирургической помощи в оценке судебно-медицинских экспертных комиссий // Тихоокеанский медицинский журнал, 2003, № 1, с. 79–80.
Fedchenko T. M., Kirdyapkina A. B. Defekty okazaniya hirurgicheskoj pomoshchi v ocenke sudebno-medicinskih ekspertnyh komissij // Tihookeanskij medicinskij zhurnal, 2003, № . 1, p. 79–80.
2. Авдеев А. И., Козлов С. В. Ятрогенные заболевания (медико-правовые аспекты проблемы) // Дальневосточный медицинский журнал, 2009, № 3, с. 113–116.
Avdeev A. I., Kozlov S. V. Yatrogennye zabolevaniya (mediko-pravovye aspekty problemy) // Dal’nevostochnyj medicinskij zhurnal, 2009, № 3, p.113–116.
3. Федоров А. В., Кригер А. Г., Берелавичус С. В., Ефанов М. Г., Горин Д. С. Робот-ассистированные операции в абдоминальной хирургии // Хирургия. Журнал им. Н. И. Пирогова, 2010, № 1, с. 16–21.
Fedorov A. V., Kriger A. G., Berelavichus S. V., Efanov M. G., Gorin D. S. Robot-assistirovannye operacii v abdominal’noj hirurgii //Hirurgiya. Zhurnal by N. I. Pirogova, 2010, № 1, p. 16–21.
4. Engelhardt A., Kanawade R., Knipfer C., Schmid M., Stelzle F., Adler W. Comparing classification methods for diffuse reflectance spectra to improve tissue specific laser surgery // BMC medical research methodology, 2014, 14:91.
5. Stelzle F. et al. Autofluorescence spectroscopy for nerve-sparing laser surgery of the head and neck – the influence of laser-tissue interaction // Lasers in medical science, 2017, 32(6), pp. 1289–1300.
6. Рогаткин Д. А. Физические основы лазерной клинической флюоресцентной спектроскопии in vivo. Лекция. – Медицинская физика, 2014, № 4, с. 78–96.
Rogatkin D. A. Fizicheskie osnovy lazernoj klinicheskoj flyuorescentnoj spektroskopii in vivo. Lekciya. – Medicinskaya fizika, 2014, № 4, p. 78–96.
7. Rogatkin D., Shumskiy V., Tereshenko S. and Polyakov P. Laser-based non-invasive spectrophotometry – an overview of possible medical application // Photon Lasers Med, 2013, 2(3), с. 225–240.URL: http://www.eosmedica.ru.
Отзывы читателей
