Спосіб вимірювання кристалізації плівок плазми крові у диференційній діагностиці неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту

Реферат: Спосіб вимірювання кристалізації плівок плазми крові включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування біологічного шару, проектування лазерного зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірювання координатних розподілів різно-поляризованих складових інтенсивності. Полікристалічну плівку плазми крові зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярнополяризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра - опромінювача, що формує серію зондуючих пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "права циркуляція". В межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктива, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення полікристалічної плівки плазми крові в площині цифрової світлочутливої камери, для кожного типу поляризації зондуючого пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення полікристалічної плівки плазми крові шляхом використання паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу ("права циркуляція" і "ліва циркуляція"). Далі обчислюють значення коефіцієнта кристалізації плівки плазми крові, на основі чого одержують мапу коефіцієнта кристалізації, обчислюють величини набору статистичних моментів 1-4-го порядків, за якими проводять диференційну діагностику неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту. UA 115662 U (12) UA 115662 U UA 115662 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 Корисна модель належить до медицини, а саме до гепатології, а також фізичної оптики, і може бути використана для диференційної діагностики неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту невірусного походження, що актуально у діагностиці хронічних дифузних захворювань печінки. Відомі способи діагностики та диференціації неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту мають ряд недоліків, серед яких інвазивність та висока вартість таких досліджень. Спосіб, що заявляється, дозволяє уникнути вказаних недоліків, значно об'єктивізувати диференційну діагностику вказаних патологій та отримати точні дані, які не залежать від суб'єктивної оцінки медичного експерта. Відомий ряд оптичних способів вимірювання розподілу фаз оптично анізотропних шарів. Спосіб, описаний в [A.G. Ushenko, "Laser polarimetry of polarization-phase statistical moments of the object field of optically anisotropic scattering layers, "Optics and Spectroscopy, 2001. - Vol. 91(2). - Р. 313-316], оснований на аналізі кутових змін інтенсивності пучків різнополяризованого лазерного розсіяного лазерного випромінювання у далекій зоні дифракції Фраунгофера. Недоліком способу є відсутність діагностичних параметрів, які ефективні для координатної діагностики двопроменезаломлюючої структури оптико анізотропної складової фазовонеоднорідного об'єкта дослідження, що приводить до обмеження функціональних можливостей. Найближчим аналогом корисної моделі є спосіб визначення координатних розподілів значень четвертого параметра вектора Стокса мікроскопічного зображення біологічних тканин, який включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування гістологічного зрізу біологічної тканини, проектування лазерного зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірювання координатних розподілів різнополяризованих складових інтенсивності [О.V. Angelsky, A.G. Ushenko, Yu.A. Ushenko, V.P. Pishak, "Statistical and Fractal Structure of Biological Tissue Mueller Matrix Images", in Optical Correlation Techniques and Applications, Oleg V. Angelsky, Ed. Washington: Society of Photo-Optical Instrumentation Engineers, 2007. - Р. 213-266], при якому двопроменезаломлююча структура оптико-анізотропної складової визначається шляхом порядкового аналізу гістограм випадкових значень четвертого параметра вектора Стокса, що характеризує ступінь двопроменезаломлення. Недоліками найближчого аналога є низька точність вимірювання, обумовлена використанням одноканальної схеми опромінення та поляризаційного аналізу лазерних зображень, а також формування розвиненого спекл-фону у зображенні біологічної тканини, що спотворює координатний розподіл параметрів вектора Стокса і знижує інформативність методу, опромінення та поляризаційного аналізу, що понижує точність вимірювання. В основу корисної моделі поставлена задача створення способу вимірювання координатного розподілу значень коефіцієнта кристалізації оптико-анізотропних шарів, в якому за рахунок використання низькокогерентного багатоканального поляризаційного зондування оптико-анізотропних шарів біооб'єкта та аналізу їх лазерних зображень досягається розширення функціональних можливостей діагностики оптичної анізотропії та підвищення її точності. Поставлена задача вирішується тим, що у способі вимірювання кристалізації плівок плазми крові у диференційній діагностиці неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту, що включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування біологічного шару, проектування лазерного зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірювання координатних розподілів різнополяризованих складових інтенсивності, згідно з корисною моделлю, полікристалічну плівку плазми крові зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярнополяризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра - опромінювача, що формує серію зондуючих пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "права циркуляція", в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктива, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення полікристалічної плівки плазми крові в площині цифрової світлочутливої камери, для кожного типу поляризації зондуючого пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення полікристалічної плівки плазми крові шляхом використання паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу ("права циркуляція" і "ліва циркуляція"), обчислюють значення коефіцієнта кристалізації плівки плазми крові, на основі чого одержують мапу коефіцієнта кристалізації, обчислюють величини набору статистичних моментів 1-4-го порядків, за якими проводять диференційну діагностику неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту. 1 UA 115662 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 Спільними ознаками найближчого аналога та корисної моделі, що заявляється, є використання лазерного випромінювання та вимірювання поляризаційних зображень для визначення полікристалічної структури анізотропних шарів. Корисна модель відрізняється від найближчого аналога тим, що використовують низькокогерентне лазерне випромінювання із наступним багатоканальним зондуванням оптико-анізотропного шару і поляризаційним аналізом його лазерних зображень. На фіг. 1 показано оптичну схему фазометрії анізотропних шарів, де 1-He-Ne лазер; 2 коліматор; 3 - стаціонарна чвертьхвильова пластинка; 5, 8 - механічно рухомі чвертьхивльові пластинки; 4, 9 - поляризатор і аналізатор; 6 - біологічний шар; 7 - поляризаційний мікрооб'єктив; 10-CCD камера; 11 - персональний комп'ютер. На фіг. 2 представлена мапа коефіцієнта кристалізації плівки плазми крові та гістограма розподілу його випадкових значень, визначена у відповідності із алгоритмами (1)-(3). Мапа коефіцієнта кристалізації плівки плазми крові (ліва частина) та гістограма розподілу його випадкових значень (права частина) Теоретичним підґрунтям для використання способу є наступні дані. У результаті багатоканального зондування лінійно поляризованими з різними азимутами (0°; 90°) і правоциркулярнополяризованими () пучками і поляризаційного аналізу право- () і ліво() циркулярними фільтрами визначалися 4-й параметр вектора Стокса мікроскопічного зображення плівки плазми крові Si  4  за наступним алгоритмом  S0  I()  I();  4  90 (1) S4  I()  I();  S  I()  I().  4  Коефіцієнт кристалізації плівки плазми крові визначається в такий спосіб. Послідовно опромінюємо біологічний шар лінійно поляризованими з різними азимутами (0°; 90°) і правоциркулярнополяризованими () пучками й одержуємо сукупність з 6-ти зображень шляхом поляризаційного аналізу право- () і ліво- () циркулярними фільтрами за допомогою двох каналів аналізу. Відповідний фазовий елемент матриці Мюллера, який характеризує ступінь кристалізації плівки плазми крові записується у вигляді I  I  I0  I0 I90  I90      (2) Z 44      0 0  90 90 . I  I  I  I I  I      Відомо [О.V. Angel'skii, A.G. Ushenko, D.N. Burkovets, Yu.A. Ushenko, "Polarization-correlation analysis of anisotropic structures in bone tissue for the diagnostics of pathological changes", Optics and Spectroscopy, 2001. - Vol. 90 (3). - Р. 458-462,], що для двопроменезаломлюючого об'єкта виконується співвідношення (3)   arccos Z44 . Опромінювання зразків плівок плазми крові 6 проводилося паралельним (діаметр 3 поперечного перерізу Ш=2×10 μm) пучком He-Ne лазера (λ=0,6328 μm). Інтенсивність пучка вибираласядостатньо слабкою (W=5,0 мВт) для того, щоб при його проходженні крізь зразок мало місце лише перетворення його параметрів. Формування станів поляризації опромінювача здійснюється за допомогою чвертьхвильових пластинок 3, (Achromatic True Zero-Order Waveplate) і поляризатора 4 (B+W Kaesemann XS-Pro Polarizer MRC Nano). Мікроскопічні зображення полікристалічного шару плазми крові за допомогою поляризаційного мікрооб'єктива 7 (Nikon CFI Achromat P, фокусна відстань - 30 мм, числова апертура - 0,1, збільшення - 4х) проектувалося у площину світлочутливої площадки (m×n=1280×960 пікселів) CCD-камери 10 (The Imaging Source DMK 41AU02.AS, monochrome 1/2" CCD, Sony ICX205AL (progressive scan); роздільна здатність - 1280×960; розмір світлочутливої площадки - 7600×6200 мкм; чутливість - 0,05 lх; динамічний діапазон - 8 bit, SNR-9 bit). Аналіз зображень полікристалічних плівок плазми крові 6 здійснювався за допомогою поляризатора 9 і чвертьхвильової пластинки 8. В таблиці 1 наведені значення середнього, дисперсії, асиметрії та ексцесу, що характеризують розподіли значень коефіцієнта кристалізації плівок плазми крові практично здорових донорів (група 1) та пацієнтів з неалкогольною жировою хворобою печінки (група 2) і хронічним гепатитом невірусного походження (група 3). 50 2 UA 115662 U Таблиця 1   Середнє M1 , дисперсія M , асиметрія M3 та ексцес M , які характеризують розподіли δ(x×y) 2 4 лазерних мікроскопічних зображень зразків плівок плазми крові різних груп пацієнтів  Mk Група 1 (30 зразків) Група 2 (50 зразків) Група 3 (50 зразків)  M1 0,09±0,011 0,11±0,012 M 2 0,15±0,016 0,19±0,022 0,25±0,024  M3 0,14+0,012 0,24±0,041 0,33±0,044 M 4 5 0,067±0,009 0,28±0,28 0,21±0,023 0,19±0,015 Таким чином, встановлена значна відмінність статистичних моментів 2-го (дисперсія) та 3-го (асиметрія) порядків, відмінності між якими лежать у межах 1,62 (М2) і 2,2 (М3) разів. У таблиці 2 представлені чутливість Se та специфічність Sp методу поляризаційно-фазової діагностики та диференціації неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту. Таблиця 2 Статистичні моменти Z1 Z2 Z3 Z4 10 15 20 Чутливість Se 66 % 88 % 94 % 75 % Специфічність Sp 64 % 83 % 90 % 69 % Таким чином, згідно з положеннням доказової медицини, можна констатувати сильний рівень доведеності поляризаційної диференційної діагностики неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту невірусного походження з використанням статистичних моментів 2-го і 3-го порядків, які характеризують дисперсію та асиметрію координатних розподілів значень коефіцієнта кристалізації плівок плазми крові людини. Технічний результат забезпечує нова сукупність дій, що містить запропонований спосіб і пристрій для його реалізації, що призводить до розширення функціональних можливостей діагностики анізотропії полікристалічних плівок плазми крові і покращення точності вимірювання коефіцієнта кристалізації шляхом багатоканального зондування і поляризаційного аналізу серії лазерних зображень. При цьому вперше використано низькокогерентне лазерне випромінювання із довжиною хвилі 0,64 мкм та проведення багатоканального моніторингу змін координатних розподілів інтенсивності різнополяризованих лазерних зображень полікристалічної плівки плазми крові. ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 25 30 35 Спосіб вимірювання кристалізації плівок плазми крові, що включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування біологічного шару, проектування лазерного зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірювання координатних розподілів різно-поляризованих складових інтенсивності, який відрізняється тим, що полікристалічну плівку плазми крові зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярнополяризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра - опромінювача, що формує серію зондуючих пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "права циркуляція", в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктива, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення полікристалічної плівки плазми крові в площині цифрової світлочутливої камери, для кожного типу поляризації зондуючого пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення полікристалічної плівки плазми крові шляхом використання паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу ("права циркуляція" і "ліва циркуляція"), обчислюють значення коефіцієнта кристалізації плівки 3 UA 115662 U плазми крові, на основі чого одержують мапу коефіцієнта кристалізації, обчислюють величини набору статистичних моментів 1-4-го порядків, за якими проводять диференційну діагностику неалкогольної жирової хвороби печінки та хронічного гепатиту. Комп’ютерна верстка Л. Литвиненко Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Василя Липківського, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут інтелектуальної власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 4