Спосіб визначення індивідуальної чутливості крові до лазерного випромінювання

Спосіб визначення індивідуальної чутливості крові до лазерного випромінювання полягає у тому, що формують опорний та об'єктний пучки, розміщують в опорному пучку лінійній аналізатор та фазовокомпенсуючу пластинку, орієнтують їх oсі паралельними площині падіння, вимірюють інтенсивності об'єктного і опорного пучків, розміщують сироватку крові в об'єктивному каналі, строго співвісно зміщують опорне та об'єктне поля, пере 31172 показників заломлення та двопроменезаломлення сироватки крові, визначають час насичення динамічної зміни цих показників, який визначає індивідуальну чутливість крові до лазерного опромінення. Відповідність критерію "новизна" запропонованому способу забезпечує формування опорного та об'єктного пучків, розміщення в опорному пучку лінійного аналізатора та фазовокомпенсуючої пластинки, орієнтація їх осей паралельними площині падіння, вимірювання інтенсивності об'єктного і опорного пучків, розміщення сироватки крові в об'єктному каналі, строго совісне змішування опорного та об'єктного полів, переміщення обертального дзеркала в опорному каналі, вимірювання мінімального рівня інтенсивності у нульовій смузі інтерференційного поля, за яким судять про величину показника заломлення сироватки крові, виділення в інтерференційному зображенні сироватки крові ділянки її оптично активних структур, обертання в опорному каналі інтерферометра фазовокомпенсуючої пластинки, визначення кута обертання, при якому інтенсивність оптично активних структур в інтерференційному зображенні сироватки крові набуває мінімального значення, за якими судять про величину показника двопроменезаломлення оптично активних структур сироватки крові, здійснення неперервного часового моніторингу показників заломлення та двопроменезаломлення сироватки крові, визначення часу насичення динамічної зміни цих показників, який визначає індивідуальну чутливість крові до лазерного опромінення. "Винахідницький рівень" запропонованого способу забезпечується новою сукупністю дій, яка призводить до розширення функціональних можливостей та підвищення точності визначення індивідуальної чутливості крові до лазерного випромінювання. Неочевидність розв'язку даної задачі випливає з того, що ні в одному з розглянутих нами аналогів запропонованого способу не зустрічається; розміщення сироватки крові в об'єктному каналі, строго совісне змішування опорного та об'єктного полів, переміщення обертального дзеркала, в опорному каналі, вимірювання мінімального рівня інтенсивності у нульовій смузі інтерференційного поля, за яким судять про величину показника заломлення сироватки крові, виділення в інтерференційному зображенні сироватки крові ділянки її оптично активних структур, обертання в опорному каналі інтерферометра фазовокомпесуючої пластинки, визначення кута обертання, при якому інтенсивність оптичне активних структур в інтерференційному зображенні сироватки крові набуває мінімального значення, за якими судять про величину показника двопроменезаломлення оптично активних структур сироватки крові, здійснення неперервного часового моніторингу показників заломлення та двопроменезаломлення сироватки крові, визначення часу насичення динамічної зміни цих показників, який визначає індивідуальну чутливість крові до лазерного опромінення. "Винахідницький рівень" запропонованому способу забезпечує нова сукупність дій, яка складає запропонований спосіб, що призводить до розширення функціональних можливостей та під вищенню точності вимірювання індивідуальної чутливості крові до лазерного випромінювання. Розглянемо основні теоретичні передумови способу. При строго совісному змішуванні опорного та об'єктного хвильових фронтів лазерного випромінювання результуюча інтенсивність у межах нульової смуги результуючої інтерференційної картини запишеться у вигляді: I(X,Y)=А0+А(X,Y)+2А0А(X,Y)cosf(X,Y). (1) Тут X, Y - випадкові координати у межах нульової смуги, А0 - амплітуда опорної хвилі, A(X,Y) - амплітуда об'єктного поля, f(Х,У)- випадковий фазовий зсув між опорною та об'єктною хвилями, величина якого визначається як показником заломлення сироватки крові nc, так і показником двопроменезаломлення її оптично активних структур. Якщо (2) А0=áА(Х,Y)ñ; (3) f0=áf(X,Y)ñ+p, то (4) Imin ® 0; 2p f0 = lk n c ; (5) l l nc = k n , (6) l0 де l - довжина хвилі лазерного випромінювання, l0 - величина лінійного зсуву обертального дзеркала у опорному каналі, lk- поперечний розмір кювети, nc, n0 - показники заломлення сироватки крові і повітря, відповідно. Для оптично активних структур у сироватці крові величина фазового зсуву у нульовій інтерференційній смузі інша: fq = 2p Dnlk . l 7° Тут fq може бути визначений шляхом фазової компенсації за допомогою обертання фазовокомпенсуючої пластинки у опорному каналі інтерферометра, яка формує наступний стан поляризації опорної хвилі: 1 æ ö ç ÷ ç cos 2a * cos 2b * ; ÷ * S =ç ÷, * * ç sin 2a cos 2b ; ÷ ç ÷ sin 2b * è ø (8) де S* - вектор Стокса [ 3 ], а*,b* - азимут та еліптичність поляризації опорної хвилі, S - матричний оператор фазовокомпенсуючої пластинки: 1 å= 2 0 0 2 0 0 0 0 cos 2r ; 0 , 5 sin 4r ; 2 0 , 5 sin 4r ; sin 2r ; sin 2r ; - cos 2r ; - sin 2r ; cos 2r ; 0 . (9) 31172 Тут r - кут обертання осі найбільшої швидкості фазовокомпенсуючої пластинки. 1; 0, {F} = 0, 0, Характер перетворення вектора Стокса S* оптично активними структурами сироватки крові описується іншим матричним оператором [2] 0, 0, 0, dö dö æ 2 d æ × cos 2x + cos 2 ÷ ; ç sin ç 0 , 5 sin 4x sin2 ÷ ; 2 2ø 2ø è è d dö æ æ 2 dö ç 0 , 5 sin 4x sin ÷; ç - sin 2 × cos 2x + cos 2 ÷ ; 2ø 2 2ø è è (sin 2x sin d); (- cos 2x sin d); (11) стан поляризації оптично активних структур сироватки крові перетворюється у лінійний (b*=00), а відповідна величина фазового зсуву оптично активних структур визначиться як: æ tan 2a * ö ÷. f - arccos ç1 ç r ø cos 2~ ÷ è (cos 2x sin d); . (10) d æ ö ç 2 cos 2 - 1÷ ; 2 è ø змішується опорне та спроектоване за допомогою об'єктива 8 об'єктне поле, у результаті чого формується нульова інтерференційна смуга, світлові коливання в якій вимірюються фотоелектронним помножувачем 12. На першому етапі вимірюється інтенсивність A 2 опорного пучка. Для цього перекривається об'0 єктний пучок, осі поляризатора 9 та фазово компенсуючої пластинки 10 орієнтуються паралельними площині падіння. Далі, перекривається опорний пучок, зображення сироватки крові проектується об'єктивом 8 у площину реєстрації і визначається інтенсивність об'єктного поля. Потім відкривають опорний та об'єктний пучки, переміщується дзеркало 4 в опорному каналі за допомогою п'єзокерамічного кристалу 5 до одержання мінімального рівня інтенсивності Imin у зображенні нульової інтерференційної смуги сироватки крові. Далі, обертається фазовокомпенсуюча пластинка 10 на кут ~ , при якому інтенсивність інr терференційного зображення оптично активних структур сироватки крові стає мінімальним. Таким чином, одержуються данні A2 , 0 ~ , A 2 º I , a * º r , необхідні для розрахунку ве Розв'язуючи сумісно (5)-(7), визначаємо кут обертання фазової пластинки r, при якому: ~ = 0, 5 [2a * - arcsin(cot anf tan 2b * )] r q (- sin 2x sin d); (12) Таким чином, за виміряними значеннями ~ Imin , r можна однозначно визначити величини показників заломлення та двопроменезаломлення сироватки крові людини та її оптично активних структур, а також часову динаміку їх зміни. Запропонований спосіб пояснюється блок-схемою на фіг. 1. Вона вміщує наступні блоки-оператори, розміщенні у функціональній послідовності: випромінювальний блок 1, світлоподільний блок 2, блок опорного поля З, блок поляризаційної модуляції 4, об'єктний блок 5, проекційний блок 6, змішувальний блок 7, вимірювальний блок 8. На фіг. 2 наведена схема пристрою, який реалізує запропонований спосіб. Пристрій (фіг. 2) вміщує такі елементи: джерело випромінювання 1, коліматор 2, світлоподільник 3, обертальні дзеркала 4, 6, п'єзокерамічний елемент 5, об'єкт 7, проекційний об'єктив 8, поляризатор 9, фазовокомпенсуюча пластинка 10, оптичний змішувач 11, фотоелектронний помножувач 12, блок обробки даних 13. Пристрій працює таким чином. На вхід пристрою поступає випромінювання одномодового лазера ЛГН-222 (джерело випромінювання 1). Коліматор 2, який складається з двох об'єктивів та діафрагми між ними, формує паралельний пучок, який розділяється напівпрозорою пластинкою З на два: об'єктний, що спрямовується до зразка, який досліджується 7, а також на опорний, який обертається дзеркалом 4, проходить крізь поляризатор 9 та фазовокомпенсуючу пластинку у напрямку оптичного змішувача 11, на якому строго совісно min min личини показників заломлення сироватки крові та двопроменезаломлення її оптично активних структур при паралельному визначенні часової динаміки їх зміни під дією лазерного випромінювання. При реалізації даного способу розширюються функціональні можливості, які полягають в одночасному визначенні величини показників заломлення та двопроменезаломлення сироватки крові, при цьому точність їх вимірювання на 4-5 порядків вища ніж у прототипі. Джерела інформації: 1. Илларионов В.Е. Основы лазерной терапии. – М.: Респект, 1992. 2. Илларионов В.Е. Техника и методики процедур лазерной терапии. – М.: Лазер маркет, 1994. С. 177. 3. Ушенко А.Г., Єрмоленко С.Б., Недужко М.А. Поляризационно-интерференционная диагностика внутренних напряжений // Дефектоскопия. - 1991. № 6. - С. 83-88. 3 31172 Фіг. 1 Фіг. 2 __________________________________________________________ ДП "Український інститут промислової власності" (Укрпатент) Україна, 01133, Київ-133, бульв. Лесі Українки, 26 (044) 295-81-42, 295-61-97 __________________________________________________________ Підписано до друку ________ 2002 р. Формат 60х84 1/8. Обсяг ______ обл.-вид. арк. Тираж 35 прим. Зам._______ ____________________________________________________________ УкрІНТЕІ, 03680, Київ-39 МСП, вул. Горького, 180. (044) 268-25-22 ___________________________________________________________ 4