Спосіб вимірювання фазових томограм полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин

Реферат: Спосіб вимірювання фазових томограм полiкристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних шарів, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування зразка біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивностей. Зразок біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра-опромінювача, що формує серію зондувальних пучків з азимутами поляризації "0°"; "90 UA 70756 U (12) UA 70756 U UA 70756 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Корисна модель належить до фізичної оптики, лазерної фізики, а також до вимірювальної техніки і може бути використана для вимірювання координатних розподілів фаз, сформованих двопроменезаломлюючими шарами біологічних тканин, що актуально у діагностиці їх полікристалічної структури. Відомий оптичний спосіб вимірювання розподілу фаз оптично анізотропних шарів біологічних шарів, описаний в [A.G. Ushenko, "Laser polarimetry of polarization-phase statistical moments of the object field of optically anisotropic scattering layers," Optics and Spectroscopy, vol. 91(2), pp. 313-316, 2001], заснований на аналізі кутових змін інтенсивності пучків різнополяризованого лазерного розсіяного лазерного випромінювання у далекій зоні дифракції Фраунгофера. Недоліками способу є низька точність вимірювання, обумовлена ефектом просторовочастотної фільтрації - втратою високих частот у далекій зоні дифракції, а також формуванням розвиненого спекл-фону у зображенні біологічної тканини, що спотворює координатний розподіл фазової томограми і знижує інформативність способу та обмежує його функціональні можливості. Прототипом корисної моделі є спосіб визначення координатних розподілів фазового елемента матриці Мюллера біологічних тканин (фазової томограми), який включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування зразка 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, pp. 213-266], при якому двопроменезаломлюючу структуру оптико-анізотропної складової визначають шляхом порядкового аналізу гістограм випадкових значень фазової томограми, що характеризує ступінь двопроменезаломлення. Недоліками прототипу є низька точність вимірювання, обумовлена використанням одноканального опромінення та поляризаційного аналізу лазерних зображень, а також формуванням розвиненого спекл-фону у зображенні біологічної тканини за рахунок використання висококогерентного джерела зондувального випромінювання, що спотворює координатний розподіл фазової томограми і знижує інформативність методу та обмежує функціональні можливості. В основу корисної моделі поставлена задача створення способу вимірювання фазових томограм полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, в якому за рахунок використання низькокогерентного багатоканального поляризаційного зондування оптико-анізотропних шарів біологічних тканин та аналізу їх лазерних зображень досягається підвищення точності, що приводить до розширення функціональних можливостей діагностики оптичної анізотропії. Поставлена задача вирішується тим, що у способі вимірювання фазових томограм полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних шарів, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування зразка біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивності, причому зразок біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра-опромінювача, що формує серію зондувальних 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 оптикоанізотропного шару в площині цифрової світлочутливої камери, що налічує mn=800 ріх  600 ріх, кожний з яких має просторову роздільну здатність 2 m, для кожного типу поляризації зондувального пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення оптико-анізотропного шару шляхом використання двох паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу "права циркуляція" і "ліва циркуляція" та обчислюють шляхом алгоритмічної обробки величин інтенсивностей значення фазового елемента матриці Мюллера, на основі чого одержують фазову томограму. На фіг. 1 представлено оптичну схему пристрою, який реалізує запропонований спосіб, на фіг. 2 представлено приклад фазової томограми гістологічного зрізу тканини дерми шкіри. Пристрій, який реалізує запропонований спосіб, містить напівпровідниковий лазер 1, оптичний вихід якого через коліматор 2 і чвертьхвильову пластинку 3 оптично з'єднаний із 1 UA 70756 U 5 10 триканальним поляризаційним опромінювачем, утвореним поляризатором 4 і чвертьхвильовою пластинкою 5, оптичний вихід якого з'єднаний через біооб'єкт 6 і мікрооб'єктив 7 з оптичним входом двоканального блока поляризаційного аналізу, утвореного чвертьхвильовою пластинкою 8 і аналізатором 9. Вихід двоканального блока поляризаційного аналізу оптично з'єднаний з входом цифрової світлочутливої камери 10, вихід якої з'єднаний з входом персонального комп'ютера 11. Теоретичним підґрунтям для використання способу є наступні дані. У результаті багатоканального зондування зразка біологічної тканини лінійно поляризованими з різними азимутами (0°; 90°) і правоциркулярно поляризованими () пучками (s=0°; 90°; ) і поляризаційного аналізу право -() і ліво - () циркулярними фільтрами (j=,) визначається 4й параметр вектора Стокса зображення анізотропного шару { інтенсивностей Iij S i4 } на основі отриманих шести зображень S0  I0  I0 ;  4    90 90 90 S4  I  I ;     S4  I  I .  . (1) 15 Враховуючи зв'язок між фазовим елементом матриці Мюллера z44 і значеннями 4-го параметра вектора Стокса  z 44  S  0,5 S0  S90 4 4 4 , матричний елемент можна записати у нормованому вигляді так: Z 44  I  I   I   I   I0  I0 I90  I90   0,5 *      0 0 I I I90  I90          . (2) 20 25 30 35 Тоді фазова томограма полікристалічної мережі оптико-анізотропного шару біологічної тканини визначається за таким співвідношенням: =arccosZ44. (3) Спосіб здійснюється наступним чином. Опромінювання проводять паралельним, 4 сформованим за допомогою коліматора 2, пучком (=1О мкм) напівпровідникового лазера (=0.64 мкм) 1. За допомогою чвертьхвильової пластинки 3 формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, який послідовно пропускають через три канали поляризаційного фільтра-опромінювача, утвореного поляризатором 4 і чвертьхвильовою пластинкою 5. На виході поляризаційного фільтра-опромінювача послідовно формують серію поляризаційних лазерних пучків з азимутами поляризації «0°», «90°» і «права циркуляція», якими послідовно зондують біологічний об'єкт 6. Зображення анізотропного шару 6 проектують в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктива 7 через два канали блока поляризаційного аналізу, утвореного чвертьхвильовою пластинкою 8 і аналізатором 9, в площину світлочутливої площадки mn=800 ріх  600 ріх цифрової світлочутливої CCD камери 10. При цьому шляхом обертання площини пропускання аналізатора 9 на кути =±45° відносно осі найбільшої швидкості чвертьхвильовї пластинки 8 формують умови пропускання право-, і лівоциркулярно поляризованих коливань точок лазерного зображення біологічного об'єкта 6. Ii 40 45 50 Розподіли інтенсивності j таких коливань реєструють сукупністю пікселів CCD-камери 10. Далі шляхом алгоритмічної обробки величин шести виміряних інтенсивностей за допомогою персонального комп'ютера 11 згідно з співвідношенням (2) розраховують значення фазового елемента z44 матриці Мюллера, на основі яких одержують координатні розподіли фазових зсувів S(mn) (фазові томограми) анізотропного шару біологічної тканини (фіг. 2). Технічний результат забезпечує нова сукупність дій, яка складає запропонований спосіб, що призводить до покращення точності вимірювання фазової тограми шляхом багатоканального зондування і поляризаційного аналізу серії лазерних зображень, а також до розширення функціональних можливостей діагностики анізотропії фазово-неоднорідних шарів При цьому вперше використано низькокогерентне лазерне випромінювання із довжиною хвилі 0,64 мкм та проведення багатоканального моніторингу змін координатних розподілів інтенсивності різнополяризованих лазерних зображень анізотропного шару. 2 UA 70756 U ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 5 10 15 20 Спосіб вимірювання фазових томограм полiкристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних шарів, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування зразка біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивності, який відрізняється тим, що зразок біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діода з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь три канали поляризаційного фільтра-опромінювача, що формує серію зондувальних 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 оптико-анізотропного шару в площині цифрової світлочутливої камери, що налічує mn ріх600 ріх, кожний з яких має просторову роздільну здатність 2/m, для кожного типу поляризації зондувального пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення оптикоанізотропного шару шляхом використання двох паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу "права циркуляція" і "ліва циркуляція" та обчислюють шляхом алгоритмічної обробки величин інтенсивностей значення фазового елемента матриці Мюллера, на основі чого одержують фазову томограму. 3 UA 70756 U Комп’ютерна верстка І. Скворцова Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 4