Спосіб вимірювання мюллер-матричної орієнтаційної томограми полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин

Реферат: Спосіб вимірювання Мюллер-матричної орієнтаційної томограми полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування шару біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивності. Шар біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діоду з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь триканальний поляризатор, що формує серію зондувальних пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "45°", в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктиву, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення оптико-анізотропного шару в площині цифрової світлочутливої камери, для кожного типу поляризації зондувального пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення оптико-анізотропного шару шляхом використання паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу "права циркуляція" і "ліва циркуляція" та обчислюють шляхом алгоритмічної обробки величин інтенсивностей значення орієнтаційних елементів матриці Мюллера, на основі чого одержують Мюллер-матричну орієнтаційну томограму. UA 86607 U (12) UA 86607 U UA 86607 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 Корисна модель належить до фізичної оптики, лазерної фізики, а також до вимірювальної техніки і може бути використана для вимірювання орієнтаційної томограми розподілів напрямів оптичних осей оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, що актуально у діагностиці їх полікристалічної структури. Відомий оптичний спосіб вимірювання напрямів орієнтаційних осей полікристалічних мереж оптично анізотропних шарів, описаний в [Alexander G. Ushenko and Vasilii P. Pishak, "Laser Polarimetry of Biological Tissue: Principles and Applications", in Handbook of Coherent-Domain Optical Methods: Biomedical Diagnostics, Environmental and Material Science, Vol. 1, pp. 93-138, edited by Valery V. Tuchin, Kluwer Academic Publishers, 2004], заснований на аналізі кутових змін інтенсивності пучків різнополяризованого лазерного розсіяного лазерного випромінювання у далекій зоні дифракції Фраунгофера. Недоліком способу є низька точність вимірювання, обумовлена ефектом просторовочастотної фільтрації - втратою високих частот у далекій зоні дифракції, а також формування розвиненого спекл-фону у зображенні біологічної тканини, що приводить до обмеження функціональних можливостей відтворення орієнтаційної структури полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних шарів. Найближчим аналогом корисної моделі є спосіб вимірювання Мюллер-матричної орієнтаційної томограми полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, який включає формування різнополяризованих лазерних пучків зондування зрізу біологічної тканини, проектування лазерного зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірювання координатних розподілів різнополяризованих складових інтенсивності [O.V. Angelsky, A.G. Ushenko, Yu.A. Ushenko, "Polarization reconstruction of orientation structure of biological tissues birefringent architectonic nets by using their Mueller-matrix speckle-images, " Journal of Holography and Speckle, vol. 2(2), pp. 72-79, 2002], при якому орієнтаційну структуру полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних шарів визначають шляхом порядкового аналізу гістограм випадкових значень орієнтаційних елементів матриці Мюллера. Недоліками найближчого аналога 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 матричних елементів і знижує інформативність методу та обмежує функціональні можливості. В основу корисної моделі поставлено задачу створення способу вимірювання Мюллерматричної орієнтаційної томограми 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 Мюллер-матричної орієнтаційної томограми полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування шару біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивності, згідно з корисною моделлю шар біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діоду з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь триканальний поляризатор, що формує серію зондувальних пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "45°", в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктиву, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення оптико-анізотропного шару в площині цифрової світлочутливої камери, що налічує m  n=800 ріх  600 ріх, кожний з яких має просторову роздільну здатність 2 μm, для кожного типу поляризації зондувального пучка вимірюють два координатні розподіли інтенсивності лазерного зображення оптико анізотропного шару шляхом використання паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу "права циркуляція" і "ліва циркуляція" та обчислюють шляхом алгоритмічної обробки величин інтенсивностей значення орієнтаційних елементів матриці Мюллера, на основі чого одержують Мюллер-матричну орієнтаційну томограму. На фіг. 1 представлено оптичну схему пристрою, який реалізує запропонований спосіб, на фіг. 2 представлено приклад орієнтаційної томограми гістологічного зрізу м'язової тканини. 1 UA 86607 U 5 10 Пристрій, який реалізує запропонований спосіб, містить напівпровідниковий низькокогерентний лазер 1, оптичний вихід якого через коліматор 2 і чвертьхвильову пластинку 3 оптично з'єднаний із триканальним поляризатором 4, оптичний вихід якого через мікрооб'єктив 6 з'єднаний з оптичним входом двоканального блоку поляризаційного аналізу, утвореного чвертьхвильовою пластинкою 7 і аналізатором 8. Вихід двоканального блоку поляризаційного аналізу оптично з'єднаний з входом цифрової світлочутливої камери 9, вихід якої з'єднаний з входом персонального комп'ютера 10. Цифрою 5 позначено шар біологічної тканини. Теоретичним підґрунтям для використання способу є наступні дані. У результаті багатоканального зондування зразка біологічної тканини лінійно 0 поляризованими з різними азимутами (0°, 90°, 45 ) лазерними пучками ( i  0; 90; 45 ) і поляризаційного аналізу право - (  ) і ліво - (  ) циркулярними фільтрами ( j  ,  )   на основі i визначається 4-й параметр вектора Стокса зображення анізотропного шару S 4 Ii отриманих шести інтенсивностей j зображень: S0  I0  I0 ;  4    90 90 90 S4  I  I ;  45 45 45 S4  I  I .  15 Z41;42;43 Враховуючи зв'язок між орієнтаційними значеннями 4-го параметра вектора Стокса   0,5S z 41  0,5 S0  S90 4 4 z 42 0 4  S90 4 елементами матриці Мюллера і  , z 43  S 45  z 41 4 20 матричні елементи Z41;42;43 можна записати у нормованому вигляді так:  I0  I0 I90  I90    , (1) z 41  0,5      I0  I0 I90  I90        I0  I0 I90  I90    , (2) z 42  0,5      I0  I0 I90  I90       25 45 I45  I z 43    Z 41 45 45 I  I . (3) Мюллер-матрична орієнтаційна томограма полікристалічної мережі оптико-анізотропного шару біологічної тканини визначається як z jk  , (4)  jk   0,5arcctg 34;43   z 24;42  jk     що з урахуванням (1)-(3) дозволяє отримати співвідношення, покладене в основу запропонованого способу:  I45  I45  I0  I0 I90  I90      0,5     45 45  I0  I0 I90  I90  I  I       jk   0,5arctg  I0  I0 I90  I90     jk  0,5       I0  I0 I90  I90          30 35    jk     . (5)       Спосіб здійснюється наступним чином. Опромінювання проводять паралельним, сформованим за допомогою коліматора 2, пучком напівпровідникового лазера 1. За допомогою чвертьхвильової пластинки 3 формують паралельний правоциркулярний поляризований лазерний пучок і послідовно пропускають його крізь триканальний поляризатор 4, що формує серію зондувальних пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "45°", яким послідовно зондують шар біологічної тканини 5. Зображення анізотропного шару біологічної тканини 5 проектують в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктива 6 через два канали блоку поляризаційного аналізу, утвореного чвертьхвильовою пластинкою 7 і аналізатором 8, в 2 UA 86607 U площину світлочутливої площадки m  n=800 ріх  600 ріх цифрової світлочутливої CCD камери 9. При цьому шляхом обертання площини пропускання аналізатора 8 на кути   45 відносно осі найбільшої швидкості чвертьхвильовї пластинки 7 формують умови пропускання право- і лівоциркулярно поляризованих коливань точок лазерного зображення шару біологічної тканини 5 10 15 Ii 5. Розподіли інтенсивності j таких коливань реєструють сукупністю пікселів CCD-камери 9. Далі шляхом алгоритмічної обробки величин шести виміряних інтенсивностей за допомогою персонального комп'ютера 10 згідно співвідношень (1)-(3) розраховують значення орієнтаційних елементів Z41;42;43 матриці Мюллера, на основі яких за співвідношенням (5) одержують Мюллер-матричні орієнтаційні томограми шару біологічної тканини (фіг. 2). Технічний результат забезпечує нова сукупність дій, яка складає запропонований спосіб, що призводить до розширення функціональних можливостей діагностики орієнтаційної будови двопроменезаломлюючої мережі анізотропних шарів і покращення точності вимірювання Мюллер-матричних орієнтаційних томограм 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 анізотропного шару. ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 20 25 30 35 Спосіб вимірювання Мюллер-матричної орієнтаційної томограми полікристалічних мереж оптико-анізотропних шарів біологічних тканин, в якому формують різнополяризовані лазерні пучки зондування шару біологічної тканини, проектують лазерне зображення у площину цифрової камери крізь поляризаційний фільтр, що обертається, вимірюють координатні розподіли різнополяризованих складових інтенсивності, який відрізняється тим, що шар біологічної тканини зондують випромінюванням низькокогерентного напівпровідникового лазерного діоду з довжиною хвилі 0,64 мкм, формують паралельний правоциркулярно поляризований лазерний пучок, послідовно пропускають його крізь триканальний поляризатор, що формує серію зондувальних пучків з азимутами поляризації "0°"; "90°" і "45°", в межах кожного каналу зондування за допомогою мікрооб'єктиву, кутова апертура якого узгоджена із індикатрисою розсіяння лазерного пучка, формують зображення оптико-анізотропного шару в площині цифрової світлочутливої камери, що налічує m  n = 800 pix  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 паралельних каналів ортогонального поляризаційного аналізу "права циркуляція" і "ліва циркуляція" та обчислюють шляхом алгоритмічної обробки величин інтенсивностей значення орієнтаційних елементів матриці Мюллера, на основі чого одержують Мюллер-матричну орієнтаційну томограму. 3 UA 86607 U Комп’ютерна верстка Л. Бурлак 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