Спосіб ранньої діагностики і диференціації стадії раку

Спосіб ранньої діагностики та диференціації стадії раку, який характеризується тим, що за поляризаційним інтерферометруванням плазми крові людини проводять оцінку патологічних змін, при 2 (19) 1 3 архітектонічної сітки сполучної і м'язової біологічних тканин. Основним недоліком способу-аналогу є необхідність операції біопсії біологічних тканин людини, використання обмеженої кількості тканин різних типів, а також низька точність вимірювання величини фазових зсувів. Прототипом корисної моделі є спосіб діагностики раку за оцінкою статистичної структури фазових зображень гістологічних зрізів м'яких тканин (O.V. Angelsky, A.G. Ushenko and Ye.G. Ushenko,"2-D Stokes polarimetry of biospeckle tissues images in pre-clinic diagnostics of their precancer states," J. Holography Speckle 2(1), 26-33, 2005.) при якому онкологічний стан визначається за діагностикою змін координатного розподілу четвертого параметру вектора Стокса поляризаційних зображень гістологічних зрізів м'яких тканин. При цьому патологічні зміни оцінюються шляхом обчислення сукупності статистичних моментів 1-го - 4го порядків розподілів четвертого параметру вектора Стокса поляризаційно-неоднорідного зображення. Недоліками прототипу є те, що відбувається діагностика раку на пізніх етапах зміни морфологічної структури біологічних тканин, що значно унеможливлює диференціацію стадії захворювання, гальмує ефективність лікування та призводить до залучення додаткових коштів. Нами пропонується рішення, що усуває вказані недоліки. В основу корисної моделі поставлене завдання удосконалити спосіб діагностики раку шляхом оцінки патологічних змін за визначенням статистичних змін поляризаційно-інтерференційної структури лазерних зображень плазми крові для забезпечення розширення функціональних можливостей ранньої діагностики та диференціації стадії онкологічних змін різних органів людини, а також у підвищенні точності вимірювання фазових зсувів у лазерному зображенні. Поставлене завдання вирішується тим, що у способі ранньої діагностики та диференціації стадії раку за поляризаційним інтерферометруванням плазми крові людини шляхом оцінки патологічних змін, згідно до корисної моделі, для оцінки патологічних змін проводять оцінку висококогерентного лінійно та циркулярно поляризованого випромінювання з довжиною хвилі 0,6328мкм в опромінюючому пучку, задають за допомогою лінійного поляa ризатора кути { j } азимуту поляризації опорної хвилі відносно площини падіння 0°,90°, вимірюють в кожній точці світлочутливої камери відповідні рівні інтенсивності, за якими судять про розподіли фаз у зображенні плазми крові людини. Спільними ознаками прототипу та рішення, що заявляється, є використання для діагностики раку патологічних змін. Корисна модель відрізняється від прототипу тим, що використовують висококогерентне лінійно і циркулярно поляризоване лазерне випромінювання із наступною статистичною оцінкою їх змін. Теоретичним підгрунтям для використання способу є наступні дані. Ідея [Лазерна поляриза 43761 4 ційна морфологія біологічних тканин: статистичний і фрактальний підходи. Монографія / [Ушенко О. Г., Пішак В. П., Ангельський О. В., Ушенко Ю. О.]. Чернівці: Колір-Друк, 2007. -314с] безпосереднього інтерференційного вимірювання 2D-розподілів фаз полягає в послідовному накладанні площин поляризації референтної хвилі з азимутами a 0 =0° (Ех0) і a 0 =90° (Ey0) на поляризаційно-неоднорідне (Ux{ri)+ Uy(ri)exp (id(ri )) об'єктне поле біологічної тканини ìU(ri ) = Ux (ri ) + Uy (ri ) exp (id(ri )); í E0 = E 0 x exp (ij ). î (1) ìU(ri ) = Ux (ri ) + Uy (ri )exp (id(ri )); ï í E0 = E0 y exp (ij) ï î (2) Тут a 0 - азимут поляризації опорної хвилі; Е0х - ортогональна складова амплітуди опорної хвилі паралельна площині падіння; Е0у - ортогональна складова амплітуди опорної хвилі перпендикулярна площині падіння; Ux(ri) - ортогональна складова амплітуди об'єктної хвилі паралельна площині падіння в точці з координатою ri; Uy(ri)- ортогональна складова амплітуди об'єктної хвилі перпендикулярна площині падіння в точці з координатою ri; j - фаза опорної хвилі; d(ri ) - фазовий зсув між ортогональними складовими амплітуди об'єктної хвилі в точці з координатою ri. За допомогою зміни фазового зсуву j в референтній хвилі можна отримати набір точок інтенсивності, які мають мінімальні величини у відповідних інтерференційних розподілах. Надалі такі координатні розподіли Ixmin)*(ri); Iy(min)*(ri) будемо називати фазовими картами (ФК) ì min ï j x (ri ) = p I x (ri ) Þ I x (ri ); í ïj y (ri ) = p + d(ri ) Iy (i )Þ Imin (ri ). r y î (3) ìI (min) (r ) = I r ) I - 2 I (r )I ; (i + 0 ï x i x i 0 ; í (min) ( + ïI y (ri ) = I ri ) I 0 - 2 I y (ri )I 0 ; î (4) Тут Ix(ri) - інтенсивність ортогональної складової амплітуди об'єктної хвилі паралельної площині падіння в точці з координатою ri; Іv(ri) - інтенсивність ортогональної складової амплітуди об'єктної хвилі перпендикулярної площині падіння в точці з координатою ri; l(ri) - інтенсивності точок об'єктного поля плазми крові; I0 - інтенсивність референтної хвилі. Ix(min)(ri) - мінімальна інтенсивність ортогональної складової амплітуди об'єктної хвилі паралельної площині падіння в точці з координатою ri; 5 43761 Iy(min)(ri) - мінімальна інтенсивність ортогональної складової амплітуди об'єктної хвилі перпендикулярної площині падіння в точці з координатою ri; Із (3), (4) для кожної точки ri об'єктного поля плазми крові можна визначити інтенсивність ортогонально поляризованих компонент Iх(ri), Iy(ri), лазерних коливань і фазовий зсув між ними d (ri) I(min) (ri ) - [I r( ) I0 ] i + ; I x (ri ) = x 2 I0 (min) ( ) [ ( ) ] ri - I ri + I0 Iy ; I y (ri ) = 2 I0 (6) d(ri ) = (j(ri ) - p) I y (ri ) Þ I y (min) (ri ), (7) Спосіб здійснюється наступним чином. Для оцінки виникнення онкологічного стану в людини забирають зразок крові. За допомогою інтерференційного пристрою проводять лазерне циркулярно поляризоване опромінення плазми дослідного зразку з накладанням плоскополяризованої опор 6 ної хвилі, вимірюючи розподіли інтенсивності в інтерференційному зображенні для ортогональних значень азимута поляризації опорної хвилі. За оцінкою значень статистичних моментів розподілу фаз у лазерних зображеннях плазми крові діагностують наявність і стадію раку. Таким чином, за виміряними інтенсивностями I jk високо когерентного лазерного випромінювання довжиною хвилі 0,6328мкм, можна однозначно визначити параметри фазовий зсув в лазерному зображенні плазми крові в різних точках, кількість яких визначається числом пікселів цифрової камери. Використання корисної моделі пояснюється наступним прикладом: нехай опромінюючий пучок є циркулярно поляризованим. В якості зразків використали зразки плазми крові здорових і хворих людей (дисплазія - легка, середня і важка форма). Статистичні моменти, що характеризують фазову структуру лазерних зображень таких зразків відрізняються в 3 - 8 разів, - таблиця. Таблиця Статистичні моменти Середнє Дисперсія Асиметрія Ексцес Норма 0,24 0,19 0,59 1,08 Легка форма 0,35 0,11 0,98 3,14 Технічний результат забезпечує нова сукупність дій, яка складає запропонований спосіб, що призводить до розширення функціональних можливостей діагностики і диференціації стадії раку людини шляхом статистичного моніторингу зміни структури лазерних зображень при одночасному високоточному вимірюванні фазових зсувів у зображеннях плазми крові. При цьому вперше вико Комп’ютерна верстка Л. Купенко Середня форма 0,46 0,08 1,86 6,75 Важка форма 0,61 0,03 2,36 9,31 ристано висококогерентне лінійно і циркулярно поляризоване лазерне випромінювання із довжиною хвилі 0,6328мкм, формуванням опорної хвилі з кутами поляризації відносно площини падіння { a i }: 0°,90° та проведення статистичного моніторингу змін розподілів фаз інтерференційних зображень. Підписне Тираж 28 прим. Міністерство освіти і науки України Державний департамент інтелектуальної власності, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601