Embed Size (px)
Citation preview
1
Форма № Н-9.02
Вінницький національний технічний університет
Інститут автоматики, електроніки та комп'ютерних систем управління
Кафедра лазерної та оптикоелектронної техніки
Пояснювальна записка
до дипломної роботи
за освітньо-кваліфікаційним рівнем «бакалавр»
на тему:
СИСТЕМА ЛАЗЕРНОЇ ПОЛЯРИМЕТРІЇ ДЛЯ ОПТИЧНОЇ ЕКСПРЕС-
ДІАГНОСТИКИ БІОЛОГІЧНИХ РІДИН ЛЮДИНИ
08-04.БДР.007.00.000 ПЗ
Виконала: студентка 4-го курсу, групи О-10б
напряму підготовки 6.051004 - Оптотехніка
Краснощока А.К. ________________
Керівник: к.т.н., доц. каф. ЛОТ
Заболотна Н.І. __________________
«___» _________________ 2014 р.
Рецензент:
ПІБ ___________________________
«___» _________________ 2014 р.
Вінниця ВНТУ - 2014 рік
2
Вінницький національний технічний університет
Інститут автоматики, електроніки та комп'ютерних систем управління
Кафедра лазерної та оптоелектронної техніки
Напрям підготовки 6.051004– «Оптотехніка»
ЗАТВЕРДЖУЮ
завідувач кафедри ЛОТ
д.т.н., професор Кожем'яко В.П.
_______________________
«___» ___________ 2014 р.
З А В Д А Н Н Я
НА ДИПЛОМНУ РОБОТУ СТУДЕНТУ
____________________ Краснощоці Анастасії Костянтинівні ___________________ (прізвище, ім’я, по-батькові)
1. Тема проекту (роботи): Система лазерної поляриметрії для оптичної експрес-
діагностики біологічних рідин людини
керівник проекту (роботи) Заболотна Наталія Іванівна, к.т.н., доцент ( прізвище, ім’я, по батькові, науковий ступінь, вчене звання)
затверджені наказом ВНТУ від «___» __________ 20__року №_____.
2. Строк подання студентом проекту (роботи): ___________________
3. Вихідні дані до проекту (роботи):
3.1 Роздільна здатність зображень: 640х480;
3.2 Поляризаційні параметри: азимут, еліптичність, фазовий зсув лазерного
зображення біологічної рідини;
3.3 Тип лазера: напівпровідниковий.
3.4 Тестовий об’єкт: мазки плазми крові людини.
4. Зміст розрахунково-пояснювальної записки (перелік питань, які потрібно
розробити):
Вступ; 1 Аналіз методів та засобів вимірювання та аналізу поляризаційних
параметрів плазми крові людини;
2 Структурна схема лазерного поляриметра і методи поляризаційно-фазового
картографуваня зображень плазми крові;
З Аспекти технічної реалізації лазерного поляриметра;
4 Аналіз результатів роботи експериментального вимірювання;
5 Охорона праці; 6 Висновки; Список літератури.
3
5. Перелік графічного матеріалу (з точним зазначенням обов’язкових креслень):
1) Схема структурна оптична стоксполяриметра;
2) Блок-схема визначення мап азимутів, мап еліптичностей і мап фазових зсувів
лазерних зображень біооб’єктів на основі вектора Стокса.
6. Консультанти розділів проекту (роботи)
Розділ Прізвище, ініціали та посада
Консультанта
Підпис, дата
завдання видав завдання прийняв
Спеціальна частина Заболотна Н.І.
доцент кафедри ЛОТ
Охорона праці Дембіцька С.В.
доцент кафедри БЖД
7. Дата видачі завдання «____» ____________ 20__ р.
КАЛЕНДАРНИЙ ПЛАН
№
з/п
Назва етапів дипломного
проекту (роботи)
Строк виконання
етапів проекту
( роботи )
Примітка
1 Формування та затвердження теми бакалаврської
дипломної роботи (БДР)
2 Виконання спеціальної частини БДР. Перший
рубіжний контроль виконання БДР
3 Виконання спеціальної частини БДР. Другий
рубіжний контроль виконання БДР
4 Виконання розділу «Охорона праці»
5 Попередній захист БДР
6 Нормоконтроль БДР
7 Рецензування БДР
8 Захист БДР
Студентка ________________ Краснощока А.К. (підпис)
Керівник роботи ________________ Заболотна Н.І. (підпис)
4
АНОТАЦІЯ
У даній бакалаврській дипломній роботі було отримано параметри азимутів,
еліптичностей та фазових зсувів поляризованої біологічної рідини, підвищено
інформативність результатів. Був проведений огляд технічної літератури, розроблено
структурну оптичну схему стокс поляриметра, розроблено програмне забезпечення. У
подальших розділах було описано аспекти технічної реалізації лазерного поляриметра
з деталізацією базових вузлів та блоків та проаналізовано результати експерименту.
Наприкінці подаються вимоги під час роботи з лазерним поляриметром, висновки,
списки літератури та додатки.
5
ABSTRACT
The research described by this bachelor diploma paper has presented the data on
azimuth parameters and phase shifts in polarized biological fluids; the information value has
been increased. The technical literature review has been performed; the structural diagram
of the optical Stokes polarimeter has been designed, and its software has been developed.
The following chapters describe the technical implementation aspects of laser polarimeter
with the detailed base units; the experiment results have been analyzed. In the conclusion
the requirements on working with the laser polarimeter, conclusions, references, and
appendices have been given.
6
ЗМІСТ
АНОТАЦІЯ ................................................................................................................... 7
ABSTRACT ................................................................................................................... 8
ВСТУП ......................................................................................................................... 9
1 АНАЛІЗ МЕТОДІВ ТА ЗАСОБІВ ВИМІРЮВАННЯ ТА АНАЛІЗУ
ПОЛЯРИЗАЦІЙНИХ ПАРАМЕТРІВ ПЛАЗМИ КРОВІ ЛЮДИНИ .................... 10
2 СТРУКТУРНА СХЕМА ЛАЗЕРНОГО ПОЛЯРИМЕТРА І МЕТОДИ
ПОЛЯРИЗАЦІЙНО-ФАЗОВОГО КАРТОГРАФУВАННЯ ПЛАЗМИ КРОВІ ... 22
2.1 Оптична модель плівки плазми крові людини .................................................. 22
2.2 Оптична схема і методика вимірювання поляриметричних і фазових
параметрів лазерного випромінювання ................................................................... 24
2.3 Вимірювання фазової структури лазерних мікроскопічних зображень плівок
плазми крові людини ................................................................................................. 32
2.4 Розробка алгоритму експериментального визначення та аналізу мап і мап
еліптичностей лазерних зображень біологічних об’єктів ...................................... 34
2.5 Аналітичні алгоритми обробки експериментальних даних ............................. 34
2.5.1 Статистичний аналіз ......................................................................................... 34
2.5.2 Кореляційний аналіз ......................................................................................... 36
2.5.3 Розробка фрактальних критеріїв оцінювання структури лазерних
зображень біологічних рідин людини ...................................................................... 37
2.6 Розробка програм обчислення статистичної, кореляційної та фрактальної
структури поляризаційних мап лазерних зображень плівок плазми крові ......... 38
З ДОСЛІДЖЕННЯ АСПЕКТІВ ТЕХНІЧНОЇ РЕАЛІЗАЦІЇ ЛАЗЕРНОГО
ПОЛЯРИМЕТРА ....................................................................................................... 41
3.1 Базові вузли та блоки системи поляризаційного картографування
біологічних тканин і рідин ........................................................................................ 41
3.1.1 Вибір напівпровідникового - когерентного лазера. Коліматор .................... 41
7
3.1.2 Фазові чвертьхвильові пластинки ................................................................... 43
3.1.3 Оптичні поляризатори (аналізатори) світла ................................................... 45
3.1.4 Поляризаційний мікрооб’єктив ....................................................................... 46
3.1.5 Вибір та параметри ССD камери для візуалізації та збереження зображення
...................................................................................................................................... 47
3.2 Оцінювання фотометричних, інформаційних та часових параметрів системи
поляризаційного картографування ........................................................................... 51
4 АНАЛІЗ РЕЗУЛЬТАТІВ РОБОТИ ЕКСПЕРИМЕНТАЛЬНОГО
ВИМІРЮВАННЯ ....................................................................................................... 55
4.1 Коротка характеристика об’єктів дослідження................................................. 55
4.2 Дослідження розподілів азимутів поляризації лазерних зображень
полікристалічних мереж плазми крові у діагностиці та диференціації
виникнення онкологічних змін молочної залози .................................................... 57
4.3 Дослідження розподілів еліптичності поляризації лазерних зображень
полікристалічних мереж альбумінів і глобулінів плазми крові у діагностиці та
диференціації виникнення онкологічних змін молочної залози ........................... 61
5 ОХОРОНА ПРАЦІ .................................................................................................. 65
5.1 Технічні рішення з безпечної експлуатації об'єкта .......................................... 66
5.1.1 Обладнання робочого місця ............................................................................. 66
5.1.2 Вимоги безпеки під час роботи на лазерному поляриметрії ........................ 68
5.2 Технічні рішення з гігієни праці і виробничої санітарії .................................. 69
5.2.1 Мікроклімат ....................................................................................................... 69
5.2.2 Склад повітря робочої зони .............................................................................. 70
5.2.3 Виробниче освітлення ...................................................................................... 71
5.2.4 Виробничий шум ............................................................................................... 72
5.2.5 Виробничі випромінювання ............................................................................ 74
5.3 Пожежна безпека .................................................................................................. 75
5.3.1 Технічні рішення системи запобігання пожежі ............................................. 76
8
5.3.2 Технічні рішення системи протипожежного захисту.................................... 90
ВИСНОВКИ ................................................................................................................ 92
СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ ............................................................................................ 93
Додаток А Схема оптична структурна стокс поляриметра ................................... 97
Додаток Б Блок-схема визначення мап азимутів, мап еліптичностей і мап
фазових зсувів лазерних зображень біооб’єктів на основі вектора Стокса ......... 98
Додаток В Програма обчислення статистичної, кореляційної та фрактальної
структури мап азимутів поляризації мікроскопічних лазерних зображень плівок
плазми крові ................................................................................................................ 98
ВСТУП
9
Зі зростанням ризику виникнення онкологічних захворювань зростає потреба
дослідження діагностування онкологічних змін на ранніх стадіях. Діагностування
онкологічних змін шляхом лазерної поляриметрії біологічних рідин людини починає
набувати дедалі ширшого розповсюдження. Проте на сьогоднішній день існує велика
група оптико-анізотропних біологічних об’єктів, для яких метод діагностики із
застосуванням лазерної поляриметрії не є високоефективним. У якості досліджуваної
рідини обирається мазки плазми крові людини.
Таким чином, актуальним для даної бакалаврської роботи є пошук нових
параметрів для лазерної діагностики оптико-анізотропної структури біологічних
рідин.
За мету виконання даної дипломної роботи ставиться підвищення
інформативності системи лазерної поляриметрії для аналізу біологічних рідин
людини шляхом застосування статистичного, кореляційного та фрактального аналізу
отриманих лазерних зображень.
Для досягнення поставленої мети вирішуються такі задачі:
- Аналіз методів та засобів вимірювання і аналізу поляризаційних параметрів
плазми крові.
- Розробка методів поляризаційно-фазового картографування плазми крові та
структурної схеми лазерного поляриметра.
- Дослідження аспектів технічної реалізації лазерного поляриметра
- Аналіз результатів роботи експериментального вимірювання.
- Формування вимог безпеки при роботі з лазерним поляриметром.
За результатами досліджень опубліковано 1 статтю у фаховому виданні [1], 4
тези доповідей у збірниках матеріалів МНК .[2-5]. Результати апробовані на 6
науково-технічних конференціях.
1 АНАЛІЗ МЕТОДІВ ТА ЗАСОБІВ ВИМІРЮВАННЯ ТА АНАЛІЗУ
ПОЛЯРИЗАЦІЙНИХ ПАРАМЕТРІВ ПЛАЗМИ КРОВІ ЛЮДИНИ
10
Існує широко розповсюджена група оптико-анізотропних біологічних об’єктів,
для яких методи лазерної поляриметричної діагностики недостатньо ефективні. До
таких об’єктів відносяться оптично-тонкі (коефіцієнт ослаблення 1,0 ) шари
різноманітних біологічних рідин (жовч, сеча, ліквар, синовіальна рідина, плаза крові
та ін.).
Для всіх таких шарів притаманна значно менша оптична анізотропія речовини
біохімічних складових у порівняні із двопроменезаломлюючими структурами
біологічних тканин (БТ).
Внаслідок цього, такі об’єкти слабко модулюють поляризацію лазерного
випромінювання.
З іншого боку, біологічні рідини значно більш доступніші для безпосереднього
лабораторного аналізу у порівняні із травматичними методами біопсії БТ.
Виходячи з цього, актуальним постає завдання пошуку нових, додаткових
параметрів для лазерної діагностики оптико-анізотропної структури біологічних
рідин.
У нашій роботі ми проаналізуємо можливості використання в якості
досліджуваного середовища – плазми крові – для діагностики раку молочної залози.
Плазма – це жовтувата напівпрозора рідина з питомою вагою 1,020-1,028 (питома
вага крові 1,054-1,066), що складається з води (90 – 92%), білків (7 – 8%), органічних
сполук і неорганічних солей (0,9%), глюкози (0,1%). До білків плазми відносяться
глобуліни (α -, β - і γ - ), альбуміни і фібриноген [3].
Білки плазми крові виконують різноманітні функції:
1) колоїдно-осмотичний і водний гомеостаз;
2) забезпечення агрегатного стану крові;
3) кислотно-основний гомеостаз;
4) імунний гомеостаз;
5) транспортна функція;
6) живильна функція;
11
7) участь у згортанні крові.
Альбуміни складають близько 60% всіх білків плазми. Завдяки відносно невеликій
молекулярній масі (70000) і високій концентрації альбуміни створюють 80% онкотичного
тиску. Альбуміни здійснюють живильну функцію, є резервом амінокислот для синтезу
білків. Їх транспортна функція полягає в перенесенні холестерину, жирних кислот,
білірубіну, солей жовчних кислот, солей важких металів, лікарських препаратів
(антибіотиків, сульфаніламідів). Альбуміни синтезуються в печінці. Основними
функціями альбуміна є підтримання колоїдно-осмотичного (онкотичного) тиску
плазми. Тим самим він бере участь в обміні води між кров'ю і міжтканинним
простором. При вмісті альбуміну нижче 30 г / л онкотичний тиск зменшується
настільки, що вода переходить з внутрішнього в позасудинний сектор [4].
Виконує альбумін також транспортну функцію, зв'язуючись з білірубіном,
жовчними кислотами, іонами металів, зокрема, кальцієм, гормонами, вільними
жирними кислотами і ліками, що поступають в організм ззовні, наприклад,
антибіотиками або саліцилатами. Таким чином альбумін бере участь у мінеральному,
пігментному, гормональному та деяких інших видах обміну, регулюючи вміст вільних
(не пов'язаних з білком фракцій) біологічно важливих речовин, що володіють більш
високою активністю. Завдяки цій функції, альбумін відіграє значну роль у здійсненні
процесів детоксикації організму.
Глобуліни підрозділяються на кілька фракцій: α -, β - і γ - глобуліни.
α - глобуліни включають глікопротеїни, тобто білки, простетичною групою яких є
вуглеводи. Близько 60% всієї глюкози плазми циркулює у складі глікопротеїнів. Ця група
білків транспортує гормони, вітаміни, мікроелементи, ліпіди.
До α - глобулінів відносяться еритропоетин, плазміноген, протромбін.
β - глобуліни беруть участь у транспорті фосфоліпідів, холестерину, стероїдних
гормонів, катіонів металів. До цієї фракції відноситься білок трансфери , що забезпечує
транспорт заліза, а також багато факторів згортання крові.
12
γ -глобуліни включають в себе різні антитіла або імуноглобуліни 5 класів: Jg A, Jg G,
Jg М, Jg D і Jg Е, що захищають організм від вірусів і бактерій. До γ -глобулінів відносяться
також - α -, β - аглютиніни крові, що визначають її групову приналежність [5].
Глобуліни утворюються в печінці, кістковому мозку, селезінці, лімфатичних вузлах.
До складу плазми крові входить фібриноген - перший фактор згортання крові. Під
впливом тромбіну переходить у нерозчинну форму - фібрин, забезпечуючи згустку крові.
Фібриноген утворюється в печінці.
Пропорційний вміст альбумінів та глобулінів в плазмі крові людини, в залежності
від фізіологічного стану людини, змінюється.
Рідкі біологічні середовища: плазма крові, цереброспінальна рідина, лімфа,
тканинна рідина, сеча, слина грають виключно важливу роль у роботі людського
організму, виконуючи цілий ряд функцій: транспорт речовин до органів і тканин,
підтримання гомеостазу, здійснення імунної відповіді і т.д. При різних патологічних
станах неминуче відбуваються ті чи інші зміни складу однієї або декількох
біологічних рідин, які часто є єдиними специфічними симптомами багатьох
захворювань. У зв'язку з цим клініко-лабораторний аналіз є обов'язковою складовою
діагностичного процесу.
В даний час налічується кілька тисяч методів аналізу рідких біологічних
середовищ, в ході яких визначається концентрація більше ста речовин. Серед інших,
важливе місце займають методи аналізу рідких біологічних середовищ, які базуються
на кількісному ультрафіолетовому абсорбційному спектральному аналізі (УФ
спектрофотометрії) [6] .До переваг таких методів можна віднести оперативність,
порівняно низьку вартість використовуваної апаратури і можливість автоматизації,
високу точність і відтворюваність, відсутність необхідності в застосуванні реактивів і
т.д. Спектрофотометричний аналіз також широко застосовується для контролю ряду
рідких лікарських форм, особливо препаратів рослинного і тваринного походження,
склад яких багато в чому близький до складу рідких біосередовищ [7].
13
У той же самий час, можливості класичної спектрофотометрії стосовно таких
складних полікомпонентних середовищ, як біологічні рідини, істотним чином
обмежені: завдання прямого визначення концентрації по спектру вирішена лише для
кількох компонентів (гемоглобіну крові, і частково для білків плазми). Проблема
створення нових методів спектрального аналізу, що розширюють можливості
класичної УФ спектроскопії стосовно полікомпонентних рідких біологічних
середовищ потребує вивчення наступних питань:
- складу і спектральних характеристик поглинання в УФ області найбільш
значущих біологічних рідин;
- існуючих способів аналізу біологічних рідин;
- математичних методів обробки спектрів, що застосовуються в кількісному
абсорбційному спектральному аналізі;
- можливостей сучасної спектральної апаратури.
В даний час число компонентів рідких біологічних середовищ, що
визначаються в ході рутинних біохімічних та біофізичних досліджень, становить
кілька сотень.
Все різноманіття сучасних методів клініко-біохімічного та біофізичного аналізу
можна розділити на наступні групи [8]:
1) Хроматографічні;
2) Радіонуклеїнові;
3) Електрофоретичні;
4) Оптичні.
Хроматографію відносять до найбільш універсальних і чутливих методів
дослідження рідких біологічних середовищ, так як вона дозволяє отримати
найбільш повну інформацію про склад аналізованого середовища. У силу високої
вартості і трудомісткості, хроматографічні методи використовуються головним чином
у наукових дослідженнях, і лише у виняткових випадках знаходять застосування в
14
клінічній практиці. Крім того, будучи незамінним методом якісного аналізу,
хроматографія має дуже обмежені можливості для кількісного визначення речовин.
Радіонуклеїнові методи широко застосовуються при функціональній
діагностиці виявлення злоякісних новоутворень. Електрофорез головним чином
використовується для поділу білкових фракцій при побудові протеїнограм.
Велика частина сучасних методів, включаючи хроматографічні і
електрофоретичні, на тому чи іншому етапі використовує оптичну реєстрацію.
Оптичні методи володіють високою точністю і дозволяють автоматизувати процес
аналізу, що широко використовується при створенні автоматичної та
напівавтоматичної аналітичної апаратури. За даними довідника [9] оптичні методи
кількісного аналізу, що застосовуються в клінічній біохімії, можна розділити на
наступні групи:
1) рефрактометричні;
2) поляриметричні;
3) фотометричні: абсорбційні (спектрофотометрія, нефелометрія, атомно-
абсорбційна фотометрія); емісійні (флюориметрія, фотометрія, атомно-емісійний
спектральний аналіз).
Рефрактометрія базується на вимірюванні показника заломлення світла при
проходженні його через оптично неоднорідні середовища. Раніше метод
рефрактометрії застосовувався в основному для визначення вмісту загального білка в
плазмі (сироватці) крові. Оскільки переломлююча здатність сироватки залежить від
рівня не тільки білків, але і небілкових компонентів, рефрактометричний аналіз давав
дещо помилкові результати .
Більше 80% використовуваних в клініко-діагностичних лабораторіях
методів біохімічних та біофізичних досліджень базується на спектрофотометрії. При
цьому спектрофотометричні методи можуть використовуватися як самостійний вид
аналізу, так і як доповнення до інших методів, наприклад при розшифровці
хроматограму або для аналізу білкових фракцій розділених електрофорезом. Ближня
15
ультрафіолетова (200 ... 400 нм) і видима (400 ... 700 нм) спектральні області є
основним «вікном прозорості» для води [10], що обумовлює їх вибір при проведенні
спектрального аналізу рідких біологічних середовищ. Незважаючи на те, що
інфрачервона спектроскопія надає значно ширші можливості ідентифікації і
кількісного визначення речовин в багатокомпонентних середовищах, перспективи її
застосування для дослідження біологічних рідин в значній мірі обмежені через сильне
поглинання ІЧ випромінювання водою.
Найбільшого поширення в клініко-біохімічних дослідженнях, завдяки своїй
універсальності, простоті в застосуванні і невисоким вимогам до використовуваної
апаратури, отримали непрямі спектрофотометричні методи, які також часто
називають колориметричним. Аналіз за таких методів вимагає додавання в
досліджувану середу специфічного для визначуваного компонента реагенту, який
вступає з ним у хімічну реакцію з утворенням сполуки, яка сильно поглинає світло в
області прозорості аналізованого середовища. Якщо середовище, що досліджується
прозоре в видимій області, зорово це спостерігається як фарбування, і відповідна
реакція називається кольоровою. Концентрація аналізованого компонента потім
обчислюється за величиною екстинкції, виміряної на довжині хвилі максимуму смуги
поглинання продукту кольорової реакції. Часто колориметричні методи реалізуються
способами «сухий хімії», з використанням різних аналітичних смужок, що ще більше
спрощує процедуру аналізу. Гідністю непрямих спектрофотометричних методів є
можливість визначати концентрацію речовин, які не поглинають або слабо
поглинають в УФ і видимій області, а також мінімізація впливу заважають
компонентів за рахунок використання області прозорості середовища.
До недоліків таких методів потрібно віднести необхідність застосування
реактивів, інвазивність та обмежені можливості одночасного аналізу по декількох
компонентів.
Прямі методи базуються на безпосередньому визначенні вмісту аналізованого
речовини в пробі за результатами вимірювання екстинкції середовища на одній або
16
декількох довжинах хвиль без використання будь-яких додаткових реагентів в
відповідності з основними принципами абсорбційного спектрального аналізу. Пряма
УФ спектрофотометрія є неінвазивним методом, що дає принципову можливість
одночасно визначати концентрацію відразу декількох компонентів при малому об'ємі
проби і дозволяє проводити аналіз у режимі on-line з використанням проточної
кювети.
В основі поляриметрії лежить властивість прозорих речовин обертати площину
поляризованого променя світла. Метод поляриметрії широко використовується для
швидкого, без застосування реактивів, визначення глюкози в сечі.
Відомий цикл робіт [10], присвячений дослідженням процесів перетворення
параметрів поляризації лазерного випромінювання мазками плазми крові. Основними
результатами таких робіт є розробка моделі узагальненого полікристалу із
статистично розподіленими напрямами оптичних осей і двопроменезалолменням. На
цій основі виявлені та обґрунтовані взаємозв’язки між оптико – анізотропними
властивостями плазми крові людини та статистичними моментами 1-го – 4-го
порядків і ступенем самоподібності (фрактальні, мультифрактальні, випадкові)
розподілів елементів матриці Мюллера та вейвлет – коефіцієнтів азимутів і
еліптичності поляризації лазерних зображень полікристалічних мереж амінокислот
альбуміну і глобуліну на різних масштабах їх геометричних розмірів. Діагностику на
основі аналізу поляризаційних зображень плазми крові проводили для уточнення
діагнозів в хірургії, зокрема за гострого деструктивного панкреатиту, а також були
розпочаті дослідження застосування поляризаційної технології для діагностики
патологій молочних залоз. В зазначених випадках ефективною була оптична схема
поляриметра, описана в розділі 2.Також дана схема і експериментальна методика
вимірювань буде ефективною і у випадку дослідження патологічних змін організму
на основі аналізу властивостей багатошарових біотканин, оскільки плазму крові
можна розглянути також як полікристалічну мережу білків.
Розглянемо особливості поляризованого світла, вважаючи основною в даному
17
випадку еліптичну поляризацію електромагнітної хвилі - вектор E в процесі
розповсюдження когерентної хвилі обертається і описує еліптичну траєкторію. Таку
геометричну траєкторію характеризують азимутом . Другий параметр –
еліптичність ( ) або ексцентриситет, який визначається відношенням малої (b ) осі
еліпсу траєкторії до великої (a ): a
barctg .
b
Рис. 1.1 – Еліптична поляризація
де - азимут , a
barctg . У випадку якщо b=0, то 00 arctg , то маємо
лінійну поляризацію. Якщо b=a, то відповідно 4
і дана поляризація буде
круговою, в іншому ж випадку поляризація буде еліптичною.
В основу аналітичного підходу до аналізу поляризаційно неоднорідних
зображень плазми крові покладені основні модельні положення методу лазерної
поляриметрії [10], згідно з якими вона розглядається як сукупність моношарів, що
містять оптично анізотропні волокна фібрину та формені елементи крові (рис. 1.2).
18
Рис. 1.2 – Багатошарова оптична модель біологічної тканини.
Механізми взаємодії лазерного випромінювання з таким шаром БТ описують
наступною матрицею [11]:
444342
343332
242322
0
0
0
0001
fff
fff
fffF j , (1.1)
де
.cos
;sin2sin
;sin2cos
;cos2cos2sin
;cos12sin2cos
;cos2sin2cos
44
42;24
43;34
22
33
32;23
22
22
f
f
f
f
f
f
(1.2)
19
Тут ρ – орієнтація фібрили, яка визначає напрям оптичної осі; – величина
фазового зсуву, що вноситься між ортогональними складовими амплітуди лазерної
хвилі з довжиною λ. Поляризаційні параметри (азимут a та еліптич-
ність β) у кожній точці граничного об'єктного поля визначаються за наступними
алгоритмами [12]:
;5,00
424
0
323
0
222
0
434
0
333
0
232
SfSfSf
SfSfSfarctg (1.3)
,arcsin5,0 0
444
0
343
0
242 SfSfSf (1.4)
.2sin
;2cos2sin
;2cos2cos
0
00
00
0
4,3,2
iS (1.5)
Тут – параметри вектора Стокса пучка, що опромінює БТ, α0, β0 – його
азимут і еліптичність поляризації. Інтенсивність кожної точки такого зображення
визначиться виразом [11]:
(1.6)
де Θ – кут орієнтації осі пропускання поляризаторааналізатора, крізь який
спостерігається БТ.
Для реалізації таких методів використовуються системи однопроменевої та
двопроменевої лазерної поляриметрії [12], де під поляриметром слід розуміти
пристрій, який дозволяє виміряти весь набір параметрів Стокса або елементів матриці
20
Мюллера. Існуючі сьогодні схеми Стокс- і Мюллер- поляриметрів реалізують 3
підходи до вимірювання заданих параметрів [12].
У числі перших ми згадаємо підхід, заснований на розділенні інтенсив- ностей
[12]. В рамках даного підходу вихідний пучок поляризованого випромінювання,
параметри Стокса якого вимірюються, розділяється на чотири канали, в кожному з
яких знаходиться нерухомий поляризаційний елемент і фотоприймач. Параметри
поляризаційних елементів підбираються таким чином, що інтенсивності на
відповідних фотодетекторах пропорційні величинам параметрів Стокса вихідного
випромінювання.
Описаний підхід дозволяє швидко і одночасно вимірювати повний набір
параметрів Стокса, проте широкого поширення він не набув із-за складності в
практичній реалізації в умовах реального експерименту, особливо якщо доводиться
працювати з невеликими рівнями інтенсивності і неколімованими пучками. Крім того,
надлишкову кількість фотодетекторів і поляризаційних елементів збільшує вартість
даної схеми
Другим виділимо підхід до виміру параметрів Стокса і елементів мат- риці
Мюллера на основі послідовної зміни параметрів поляризаційних елементів
поляриметра. Він реалізується з використанням одного фотоприймача, перед яким
розташовується один або ряд поляризаційних елементів, параметри яких (орієнтацію,
величину анізотропії) змінюють заданим чином кінцеве число разів.
В результаті на вході фотодетектора послідовно отримуємо набір
інтенсивностей, величини яких пропорційні параметрам Стокса аналізованого
випромінювання або елементам матриці Мюллера в загальному випадку [9]. Мюллер-
поляриметр складається із зондуючого і приймального каналів з відповідними
перетворювачами поляризації зондуючого випромінювання і поляризації
випромінювання, розсіяного досліджуваним об'єктом.
Єдиний недолік описаного підходу полягає в необхідності послідовної зміни
параметрів поляризаційних елементів, що, зрештою, виявляється в обмеженні
21
швидкодії поляриметра і вимагає окремої уваги при юстируванні рухливих вузлів
[12].
До третього типу відносяться поляриметри, що реалізовують підхід з
неперервною модуляцією параметрів поляризаційних елементів. Зазвичай в результаті
на виході фотоприймача формується періодичний сигнал, що аналізується із
залученням перетворення Фур'є. В цьому випадку також існує зв'язок амплітуд Фур'є-
гармонік або з параметрами Стоксу випромінювання, або з елементами матриці
Мюллера.
Перевага безперервно-модуляційного підходу в тому, що він дозволяє, в деякій
мірі, усереднити вплив недосконалості перетворювачів поляризації поляриметра,
нестабільності джерела випромінювання і тому подібне (останні збагачують спектр
сигналу на виході фотоприймача, але ефективно відфільтровуються). Платою за
покращену завадостійкість є виражена надмірність кількості актів вимірів.
Перший і третій типи поляриметрів, як показує аналіз їх швидкодії і чітких
характеристик, мають, мабуть, обмежені перспективи використання в растрових
вимірах. Так, в першому випадку, до описаних недоліків підходу додається недолік,
пов'язаний з необхідністю підбору і калібрування растрових фотодетекторів, що
істотно ускладнить роботу схеми (зокрема, паралельний збір і обробку даних) і її
вартість [13].
До того ж, створення Мюллер-поляриметра з розділенням інтенсивності і в
точковому режимі зв'язано з вельми істотними технічними труднощами. У третьому
випадку, навіть при використанні сучасної електронно-обчислювальної техніки,
швидкодія схеми була б сильно обмеженою тим об'ємом інформації, який необхідно
зібрати і обробити. Таким чином, в разі растрової поляриметрії, найбільш переважним
є вибір другого типу поляриметра, робота якого заснована на послідовно-тимчасовій
організації вимірів.
Проте мета бакалаврської роботи полягає не тільки в тому, щоб виміряти
параметри поляризованого випромінювання, що пройшло через біологічну рідину, а в
22
тому, щоб проаналізувати результати і підвищити їх інформативнсть шляхом
подальшого статистичної, кореляційної та фрактальної оброблення. Саме це і
розглядається в наступних розділах [13].
23
2 СТРУКТУРНА СХЕМА ЛАЗЕРНОГО ПОЛЯРИМЕТРА І МЕТОДИ
ПОЛЯРИЗАЦІЙНО-ФАЗОВОГО КАРТОГРАФУВАНЯ ЗОБРАЖЕНЬ ПЛАЗМИ
КРОВІ
2.1. Оптична модель плівки плазми крові людини
В основу модельного розгляду покладено наступні особливості взаємодії
оптичного випромінювання з біологічними об’єктами:
Малопотужне електромагнітне випромінювання не може
спричинити ніякої фізіологічної, біохімічної та іншої дії на організм людини,
поки воно не поглинається сукупністю рідин і тканин цього організму.
Всі біологічні тканини і рідини поглинають електромагнітне
випромінювання селективно у відповідності із величиною дожини хвилі.
При дослідженні живих біологічних структур необхідно строго
фіксувати умови досліду, домагатися їх відтворення й передбачати всі можливі
джерела похибок.
Усі біологічні тканини і рідини (колоїдні системи - кров, плазма,
сеча, легеневий конденсат і т. ін.) оптично неоднорідні й світлорозсіюючі.
У процесі взаємодії випромінювання з оптично неоднорідним
середовищем відбувається не тільки його поглинання, але й розсіювання, в
процесі якого змінюється поляризація електромагнітного випромінювання.
В основу моделювання оптичних властивостей плазми крові покладено
положення про анізотропію протеїнових мереж біологічних тканин [1, 2, 10]:
плівка плазми крові людини розглядається у вигляді
двокомпонентної аморфно-кристалічної структури;
кристалічна компонента сформована сукупністю (мережею)
кристалів альбуміну і глобуліну;
24
оптично рідкі кристали амінокислот володіють властивостями
оптично одноосних двопроменезаломлюючих кристалів, які
характеризуються матричним оператором Мюллера наступного вигляду
444342
343332
242322
0
0
0
0001
zzz
zzz
zzzZ j , (2.1)
де
.cos
;sin2sin
;sin2cos
;cos2cos2sin
;cos12sin2cos
;cos2sin2cos
,
44
42;24
43;34
22
33
32;23
22
22
z
z
z
z
z
z
zik
(2.2)
Тут - напрямок оптичної осі кристалу амінокислоти; nd
2 - фазовий
зсув, який вноситься між ортогональними складовими амплітуди лазерної хвилі
довжиною , що проходить крізь білок з поперечним геометричним розміром d та
показником двопроменезаломлення n .
Класичне визначення матриці Мюллера Z полягає в тому, що такий
математичний оператор вичерпно повно характеризує процеси трансформації вектора
Стокса оптико – анізотропними біологічними шарами [10]
0
SZS . (2.3)
Тут SS ,0
- вектора Стокса опромінюючого і об’єктного пучків.
З урахуванням (2.3) можна записати вектор Стокса S у розгорнутому вигляді
25
2sin
2cos2sin
2cos2cos
111
0
444
0
343
0
242
0
434
0
333
0
232
0
424
0
323
0
222
4
3
2
SzSzSz
SzSzSz
SzSzSz
S
S
SS . (2.4)
На основі (2.4) одержимо вирази для визначення азимута і еліптичності
поляризації об’єктної електромагнітної хвилі
,5,02
3ikzu
S
Sarctg
; (2.5)
,arcsin5,0 4 ikzpS . (2.6)
З аналізу співвідношень (2.5) і (2.6) випливає, що стан поляризації ( , )
перетвореного лазерного випромінювання визначається відповідними локальними
орієнтаційно – фазовими ( , ) параметрами полікристалічної сітки білків плівки
плазми крові.(як висновок)
Іншими словами, за умови координатної неоднорідності розподілів YX , і
YX , в площині шару плазми крові людини, формується відповідне поляризаційно-
неоднорідне зображення з розподілами YX , і YX , .
Останні, за умов одноразового розсіяння є поляризаційними ―відбитками‖
орієнтаційно - фазової структури полікристалічної сітки біологічних кристалів білків
плівки плазми крові.
В подальшому координатні розподіли станів поляризації у зображеннях плазми
крові будемо називати, згідно з термінологією [14], поляризаційними мапами
полікристалічних білкових мереж.
26
2.2. Оптична схема і методика вимірювання поляриметричних і фазових
параметрів лазерного випромінювання
Дослідження оптичних проявів дихроїзму та двопроменезаломлення оптико
анізотропної речовини біологічних тканин і рідин проводилося у традиційному
розташуванні лазерного поляриметру [14].
На рис. 2.1 приведена оптичну схему прямого поляриметрування – визначення
сукупності координатних розподілів чотирьох параметрів вектора Стокса лазерного
мікроскопічного зображення, сформованого шаром оптико – анізотропної плазми
крові людини.
Рис. 2.1. Оптична схема стоксполяриметра
де 1 – He-Ne лазер;
2 – коліматор;
3, 5, 8 – чвертьхвильові платівки;
4, 9 – поляризатор та аналізатор відповідно;
6 – об’єкт дослідження;
7 – мікрооб’єктив;
10 – CCD камера;
11 – персональний комп’ютер.
Опромінювання проводилось паралельним пучком (Ø= 410 мкм) Hе-Nе лазера
(λ= 0.6328 мкм) 1.
27
За допомогою поляризаційного освітлювача (чвертьхвильові пластини 3, 5
(похибка 4%) і поляризатор 4 (лінійність 99%) формувались різні стани поляризації
освітлюючого пучка.
Поляризаційні мікроскопічні зображення зразків плівок плазми крові 6
проектувалися за допомогою мікрооб’єктиву 7 (цифрова апертура 0.1, фокусна
відстань mf 450 , збільшення 4Х) в площину світлочутливої площадки (
pixpix 600800 ) цифрової CCD камери 10 (роздільна здатність mpix 21 ,
динамічний діапазон 12 Бт, лінійність 105).
У загальному випадку, для визначення набору чотирьох параметрів вектора
Стокса у кожному jk му пікселі такого мікроскопічного зображення, необхідно
провести шість вимірювань інтенсивності:
Опромінюємо зразок лінійно поляризованим лазерним пучком з
азимутом 0
0 45 .
Орієнтуємо площину пропускання поляризатора - аналізатора 9
(рис. 2.3) під кутом 00 і реєструємо координатний розподіл інтенсивності
00 045 jkI лазерного мікроскопічного зображення
Рис. 2.2 - Розподіл інтенсивності 00 045 jkI поляризаційно відфільтрованого
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
28
Далі площину пропускання поляризатора - аналізатора повертаємо
на кут 090 і вимірюємо інтенсивність 00 9045 jkI .
Рис. 2.3 - Розподіл інтенсивності 00 9045 jkI поляризаційно відфільтрованого
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Обчислюємо координатні розподіли першого і другого параметру
вектора Стокса за наступним співвідношенням
0000
1 9045045 ikjk IIjkS ; (2.7)
Рис. 2.4 - Розподіл значень першого параметру вектора Стокса 1S
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
0000
2 9045045 ikjk IIjkS . (2.8)
29
Рис. 2.5 - Розподіл значень другого параметру вектора Стокса 2S
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Повертаємо площину пропускання поляризатора – аналізатора
на кут 045 і вимірюємо розподіл інтенсивності 00 4545 jkI в площині
мікроскопічного лазерного зображення плівки плазми крові.
Рис. 2.6 - Розподіл інтенсивності 00 4545 jkI поляризаційно
відфільтрованого мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Лазерний пучок пропускаємо через поляризатор, площина
пропускання якого також утворює кут 045 і вимірюємо розподіл
30
інтенсивності 00 4545 jkI в площині мікроскопічного лазерного
зображення плівки плазми крові.
Рис. 2.7 - Розподіл інтенсивності 00 4545 jkI поляризаційно
відфільтрованого мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Обчислюємо координатний розподіл третього параметру вектора
Стокса за наступним співвідношенням
0000
3 45454545 jkjk IIjkS . (2.9)
Рис. 2.8 - Розподіл значень третього параметру вектора Стокса 3S
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
31
Для вимірювання 4-го параметру встановлюємо чвертьхвильову
платівку 8 (рис. 2.1) так, щоб її оптична вісь була зорієнтована під кутом 00 .
Лазерний пучок, що пройшов крізь таку пластинку, пропускаємо через
поляризатор- аналізатор 9, зорієнтований під кутом 045 і вимірюємо
координатний розподіл інтенсивності ikI в площині поляризаційно
відфільтрованого мікроскопічного лазерного зображення плівки плазми крові
Рис. 2.9 - Розподіл інтенсивності 045jkI поляризаційно відфільтрованого
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Повертаємо площину пропускання поляризатора – аналізатора 9
відносно осі найбільшої швидкості чверть хвильової пластинки 8 на кут 045 і
вимірюємо координатний розподіл інтенсивності ikI в площині
поляризаційно відфільтрованого мікроскопічного лазерного зображення плівки
плазми крові
32
Рис. 2.10 - Розподіл інтенсивності 045jkI поляризаційно відфільтрованого
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Обчислюємо координатний розподіл четвертого параметру вектора
Стокса за наступним співвідношенням
00
4 4545 jkjk IIjkS . (2.10)
Рис. 2.11 - Розподіл значень четвертого параметру вектора Стокса 4S
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
33
На основі співвідношень (2.7) – (2.10) визначають значення азимута jk і
еліптичності jk поляризації у точці с координатами jk лазерного зображення шару
плазми крові людини
;9045045
454545455,0
0000
0000
jkjk
jkjk
jkII
IIarctg (2.11)
Рис. 2.12 - Координатний розподіл азимута поляризації лазерного
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
.9045045
4545arcsin5,0
0000
00
jkjk
jkjk
jkII
II (2.12)
34
Рис. 2.13 - Координатний розподіл еліптичності поляризації лазерного
мікроскопічного зображення плівки плазми крові
Визначивши таким чином (співвідношення (2.11) і (2.12)) стан поляризації у
кожній точці лазерного мікроскопічного зображення плівки плазми крові людини,
одержуємо поляризаційні мапи її полікристалічної білкової мережі
mnm
jk
n
nm
.....
.
.
.....
1
111
; (2.13)
mnm
jk
n
nm
.....
.
.
.....
1
111
. (2.14)
2.3. Вимірювання фазової структури лазерних мікроскопічних зображень плівок
плазми крові людини
За допомогою поляризаційного освітлювача (чвертьхвильова пластинка 3 і
поляризатор 4) формувалася лінійно поляризований з азимутом 450 пучок. Вісь
найбільшої швидкості чвертьхвильової пластинки 5 орієнтувалася під кутом 045
відносно площини пропускання поляризатора 4 (рис. 2.1).
Зображення шарів плазми крові 6 проектувалися за допомогою мікрооб’єктиву
7 в площину світлочутливої площадки ( pixpixnm 600800 ) CCD камери 10.
Шляхом обертання площини пропускання аналізатора 9 на кут 045
відносно осі найбільшої швидкості чвертьхвильовї пластинки 8 формувалися умови
пропускання ліво циркулярно поляризованих коливань точок лазерного зображення
плазми крові.
35
Розподіл інтенсивності I таких коливань реєструвався сукупністю пікселів
CCD–камери 10. Таким чином, одержувався двовимірний дискретний
розподіл
mnm
n
rr
rr
I
,
,
1
111
інтенсивності.
За таких умов поляризаційної фільтрації величина інтенсивності кожної точки
лазерного зображення функціонально пов’язана з величиною фазового зсуву:
,cos2 jkjkI (2.15)
або
jkIjk arccos . (2.16)
Далі згідно співвідношення (2.16) розраховуються координатні розподіли
(фазові мапи) фазових зсувів nm між ортогональними складовими амплітуди
лазерного зображення плазми крові
mnm
jk
n
II
I
II
nm
arccos.....arccos
arccos
arccos.....arccos
1
111
. (2.17)
В подальшому вираз (2.17) будемо називати фазової мапою полікристалічної
альбумін – глобулінової мережі білків плазми крові людини.
36
Рис. 2.14 - Фазова мапа мікроскопічного лазерного зображення плівки плазми
крові людини
2.4 Розробка алгоритму експериментального визначення та аналізу мап і мап
еліптичностей лазерних зображень біологічних об’єктів.
В даному підрозділі розглядається суть визначення мап азимутів та
еліптичностей, мап фозових зсувів лазерних зображень біообєктів на основі вектора
Стокса, що математично представлено в підрозділі 2.1.
Математика та особливості визначення необхідних параметрів зображена у
вигляді блок-схеми.
Для кращого уявлення про принцип визначення азимутів та еліптичностей
введені деякі позначення, а саме [15]:
1) – кут площини пропускання поляризатор – аналізатор;
2) (m×n) – розмірність лазерного зображення;
3) γ – кут осі найбільшої швидкості пластинки λ/4;
4) nmI – інтенсивність правоциркулярного поляризованого випромінювання;
5) nmI – інтенсивність лівоциркулярного поляризованого вектора.
На рисунку 2.15 наведено узагальнену блок-схему для визначення мап азимутів,
мап еліптичностей, а також мап фазових зсувів лазерних зображень біообєктів на
основі вектора Стокса.
2.5.Аналітичні алгоритми обробки експериментальних даних
37
2.5.1. Статистичний аналіз
Найбільш об’єктивно статистичну структуру координатних розподілів
поляризаційних і фазових параметрів лазерного зображення гістологічного зрізу
біологічної тканини характеризує сукупність моментів ;;
4;3;2;1jM обчислена за
співвідношеннями (2.2)
38
Початок
1
Θ=0°, m=100, n=100
2
Вимірюють I0 (m×n)
3
Θ=90°
4
Вимірюють I90°(m×n)
5
S1 (m×n)=I0(m×n)+ I90°(m×n)
6
S2 (m×n)=I0(m×n) - I90°(m×n)
7
Θ=45°
8
α0 =45°
9Встановлення фазової пластинки /
4, γ2 =45°
10
Θ=-45°
11
12
13
δ(i,j)=arcos Iδ(i,j)
δ i=1,m
j=1,n
1
15
Θ=135°
16
Вимірюють I135°(m×n)
17
S3(m×n)=I45°(m×n)-I135°(m×n)
18Встановлюють пластинку
/4, γ=0°, Θ=45°
19
Вимірюють I⊗(m×n)
1
20
Θ=135°
21
Вимірюють I⊕(m×n)
22
S4 (m×n)=I⊗(m×n)- I⊕(m×n)
14
Вимірюють I45°(m×n)
23
24
Кінець
25
27
α(i,j)=0,5arctg S3(i,j)/ S2(i,j)
β(i,j)=0,5arctg S4(i,j)26
Виведення мап
α (m,n) β(m,n)
i=1,m
j=1,n
39
Рис.2.15 – Узагальнена блок-схема визначення мап азимутів і мап еліптичностей
і мап фазових зсувів лазерних зображень біообєктів на основі вектора Стокса.
N
ii
N
ii
N
ii
N
ii
NZM
NZM
NM
NM
1
4
4
2
4
1
3
3
2
3
1
2
2
11
,;;11
;;;11
;;;1
;;;1
(2.18)
де 600800N - повна кількість пікселів CCD-камери 10 (рис. 2.1), яка
реєструє поляризаційно-неоднорідне зображення плівки плазми крові людини.
2.5.2. Кореляційний аналіз
В основу аналізу координатної структури розподілів
покладено метод автокореляції з використанням автокореляційної функції
[15], явний вигляд якої обчислювався за допомогою прикладного програмного пакету
―MATLAB6‖.
Тут nm , ―кроки‖ з якими змінюються координати nm, розподілу
поляризаційних nmnm ; і фазових nm параметрів лазерного
мікроскопічного зображення плівки досліджуваної плазми крові людини.
В якості кореляційних параметрів, які характеризують автокореляційні функції
поляризаційних nmnm ; і фазових nm параметрів лазерного
мікроскопічного зображення, обрано набір статистичних моментів (співвідношення
(2.18)). В подальшому такі параметри будемо називати кореляційними моментами 1-
го – 4-гопорялків - ;;
4;3;2;1jK .
nmnmnm ;;
nm ,
40
Кореляційні моменти, які характеризують півширину і ступінь «гостри» функції
автокореляції:
(2.19)
41
2.5.3. Розробка фрактальних критеріїв оцінювання структури лазерних
зображень біологічних рідин людини
Фрактальний аналіз сукупності випадкових величин q ( ,, ), що
характеризують мікроскопічне лазерне цифрове зображення плівки плазми
крові людини проведемо у такій послідовності дій:
розраховувалися автокореляційні функції розподілів
випадкових величин q і знаходилися відповідні спектри потужності
JJJ ;; розподілів азимутів , еліптичності і фаз у площині
сукупності пікселів цифрового мікроскопічного лазерного зображення
плівки плазми крові людини;
обчислювалися log-log залежності спектрів потужності
)log(log 1 dqJ , де 1d просторові частоти, що визначаються
геометричними розмірами (d ) структурних елементів поляризаційних або
фазових мап цифрового мікроскопічного лазерного зображення плівки
плазми крові людини;
залежності )log(log 1 dqJ апроксимувалися методом найменших квадратів у
криві .
Класифікація координатних розподілів q проводилась згідно з такими
критеріями, запропонованими в [16]:
координатні розподіли q - фрактальні при постійному
значенні кута нахилу const залежності для 2-3 декад зміни
розмірів d структурних елементів поляризаційних або фазових мап
цифрового мікроскопічного лазерного зображення плівки плазми крові
людини;
42
множини q - стохастичні при умові наявності декількох
постійних кутів нахилу ;
множини q - випадкові при умові відсутності стабільних
кутів нахилу у всьому інтервалі зміни розмірів d .
Для характеристики логарифмічних залежностей )log(log 1 dqJ
використовувалася статистичні моменти 1-го – 4-го порядків (співвідношення
2.18), які в подальшому будемо називати спектральними моментами ;;
4;3;2;1jD .
2.6. Розробка програм обчислення статистичної, кореляційної та фрактальної
структури поляризаційних мап лазерних зображень плівок плазми крові
MATLAB — це назва продукту для числового аналізу та також мова
програмування. Створена компанією The MathWorks, це досить простий засіб для
роботи з математичними матрицями, малювання функцій, роботи з алгоритмами,
створення робочих оболонок (user interfaces) з програмами в інших мовах
програмування. Хоча цей продукт спеціалізується на чисельному обчисленні,
спеціальні інструментальні засоби працюють з програмним забезпеченням Maple, що
робить його повноцінною системою для роботи з алгеброю.
MATLAB надає користувачеві велику кількість функцій для аналізу даних, які
покривають майже всі області математики, зокрема:
Матриці та лінійна алгебра — алгебра матриць, лінійні
рівняння, власні значення і вектори, сингулярності, факторизація матриць
та інше.
Математична статистика та аналіз даних — статистичні
функції, статистична регресія, цифрова фільтрація, швидке перетворення
Фур’є та інші.
43
Обробка даних — набір спеціальних функцій, включаючи
побудову графіків, оптимізацію, пошук нулів, чисельне інтегрування та
інше.
Диференційні рівняння — вирішення диференційних і
диференційно-алгебраїчних рівнянь, диференційних рівнянь із
запізнюванням, рівнянь з обмеженнями, рівнянь в часткових похідних та
інше.
Розріджені матриці — спеціальний клас даних пакету
MATLAB, що використовується у спеціалізованих додатках.
Зокрема, для кореляційного аналізу в середовищі MATLAB передбачено
вбудовані функції autocorr та xcorr для знаходження автокореляційної функції та
взаємної кореляції відповідно.
Функції базуються на перетворенні Фур`є та доповнення векторів нулями до
найбільшої довжини массиву.
Початок
Reshape_into_Vect
K=autocorr(Vect)
plot(K)
var(K)
kurtosis(K)
Вивід
результату
Кінець
7
6
5
4
3
2
1Vvid_Matrix
Mean(k)
Skewness(K)8
9
Рис.2.16 - Алгоритм реалізації кореляційного та статистичного аналізу у
середовищі MATLAB за допомогою вмонтованих функцій
44
Рис. 2.17 - Результат роботи програми кореляційного аналізу зображення у
середовищі MATLAB
Рис. 2.18 - (Продовження)
Для спрощення підрахунків вважатимемо, що двовимірні розподіли (мапи)
азимутів α, мапи еліптичностей β та мапи елементів ММЗ Zij, i = 1..4, j = 1..4 мають
вигляд матриць заповнених 0 та 1 розмірністю 4*4. Для роботи програми модулюємо
45
довільну матрицю 4*4, її вигляд буде відповідати вигляду матриць елементів ММЗ,
еліптичностей та азимутів.
На рисунку 2.18 представлено роботу програми кореляційного аналізу
зображення з виведенням результату кореляційних моментів 2 і 4 порядку, що є
статичними моментами 2 і 4 , застосовані до автокореляційної функції.
46
З АСПЕКТИ ТЕХНІЧНОЇ РЕАЛІЗАЦІЇ ЛАЗЕРНОГО ПОЛЯРИМЕТРА
3.1 Базові вузли та блоки системи поляризаційного картографування
біологічних тканин і рідин
3.1.1 Вибір напівпровідникового – когерентного лазера. Коліматор.
Напівпровідниковий – когерентний лазер з напівпровідниковим кристалом в
якості робочої речовини. У напівпровідниковому лазері, на відміну від лазерів інших
типів, використовуються випромінювальні квантові переходи не між ізольованими
рівнями енергії атомів, молекул та іонів, а між дозволеними енергетичними зонами
кристала. У напівпровідниковому лазері збуджуються і випромінюють (колективно)
атоми, що складають кристалічну решітку. Ця відмінність визначає важливу
особливість напівпровідниковому лазері - малі розміри і компактність (об'єм кристала
напівпровідниковий лазер 362 1010 см ).
У напівпровідниковому лазері. вдається отримати показник оптичного
посилення до 1410 см , хоча зазвичай для порушення генерації лазера достатні і менші
значення.
Іншими практично важливими особливостями напівпровідникового лазера є:
висока ефективність перетворення електричної енергії в енергію когерентного
випромінювання (до 30-50%); мала інерційність, що обумовлює широку смугу частот
прямої модуляції (понад 109 Ггц); простота конструкції; можливість перебудови
довжини хвилі λ випромінювання і наявність великого числа напівпровідників,
безперервно перекривають інтервал довжин хвиль від 0,32 до 32 мкм .
До даного поляриметра було обрано лазерний модулятор HLDPM12-655-25 Red
655nm. На рисунку 3.1 показано лазерний модулятор [15].
Технічні характеристики:
- довжина хвилі: 650 нм;
47
Рис. 3.1 – Лазерний модулятор HLDPM12-655-25 Red 655nm
- вихідна потужність: 0,025 Вт;
- напруга живлення: 3,3 В.
Коліматор – пристрій для отримання паралельних пучків променів світла або
частинок.
Оптичний коліматор складається з об'єктива або увігнутого дзеркала, в
фокальній площині, який розміщено освітлений предмет. Найбільш часто таким
предметом служить отвір непрозорою діафрагми, наприклад вузька щілина постійної
або змінною ширини.
Відносне розташування об'єктива і предмета фіксується закріпленням їх в
корпусі. Чорні зсередини стінки корпусу поглинають промені, напрям яких не
збігається з необхідним. Паралельність пучка, що виходить з коліматора, є
наближеною так як промені, випущені однією точкою предмета, не можуть бути
абсолютно точно паралельними між собою внаслідок дифракції та аберацій об'єктива,
кінцівку розмірів предмета обумовлює розбіжність пучків променів, що виходять з
різних його точок.
48
Фокусна відстань, чинне отвір і якість виправлень аберацій об'єктива, а також
форма і розміри предмета вибираються відповідно до призначення коліматора та
умовами його використання [15].
3.1.2 Фазові чвертьхвильові пластинки
Фазові пластинки використовуються для передачі світла при зміні його стану
поляризації без ослаблення, відхилення або переміщення променя. Загальні програми
включають обертальні фазові пластини лінійної поляризації, або перетворення
лінійної поляризації в кругову поляризацію. Використання фазових пластин при
роботі з неполяризованим світлом не буде мати ніякого впливу на його стан
поляризації світла і світло буде залишатися неполяризованим. Фазові складаються з
двопроменезаломлюючого, кристалічних або полімерних матеріалів, які створюють
фазовий зсув між поляризаційними компонентами.
Рис.3.2 – Чвертьхвильова пластинка
Існує багато різних фазових пластин в тому числі кілька нульового порядку,
або фазові ахроматичні пластини. Полімерні фазові пластини забезпечують високу
продуктивність в більш широкому діапазоні кутів падіння.
На відміну від стандартних, ахроматичні фазові пластини можуть забезпечити
постійний зсув фаз незалежно від довжини хвилі світла, яке використовується. Ця
49
незалежність від довжина хвилі досягається за рахунок використання двох різних
двопроменевих кристалічних матеріалів. Відносні зміни в різниці у діапазоні довжин
хвиль збалансовані між двома використовуваних матеріалів [17].
Всі ахроматичні фазові пластини встановлюються в анодований алюмінієвий
корпус.
Ахроматичні (APAW) і супер-ахроматичні (APSAW) пластини нульового
порядку побудовані з використанням скла двопроменезаломлюючих пластин
полімера, який закріплений між двома склельцями, кожне з яких просвічується
широкосмуговим покриттям. APAW складається з трьох пластин полімера, APSAW-5
з п'яти, APSAW-7 з семи пластин, що забезпечуює більш широкий спектральний
діапазон ахроматизаціі. Уповільнення на кожну пластину полімеру не перевищує λ / 2
(180°) в нульовому порядку. Оптичні осі всіх пластин орієнтовані одна відносно
іншої певним чином. Така конструкція працює з високим ступенем точності
уповільнення в широкому діапазоні довжин хвиль, для забезпечення високої якість
передачі, при мінімізації відхилення пучка і втрат на поверхню відображення. APAW
і APSAW пластини забезпечують краще кутове прийняття і менш чутливі до
довжини хвилі і змін температури, ніж ахроматичні кварц-MgF2 фазові пластини.
APSAW не спотворює багатопроменевої інтерференції, оскільки кожна пластина
виготовлена з того ж матеріалу, полімеру що й наступна [18].
Таблиця 3.1 – Фазові чверть хвильові пластинки
Характеристики Ахроматичні нульового порядку
Кутова роздільна здатність ± 7 °
Товщина 4 ÷ 8
50
Діапазон довжини хвилі, нм 450 ÷ 675
Основні характеристики:
- широкий спектральний діапазон ахроматізаціі, уповільнення підтримується на
± λ/100 по пропускної здатності;
- менш чутливі до довжини хвилі і зміна температури, ніж ахроматичні і супер-
ахроматичні кварц-MgF фазові пластини;
- покращення кутовий прийняття ніж ахроматичні і супер-ахроматичні кварц-
MgF2фазові пластини;
- невеликі відхилення променя;
- відсутність багатопроменевої інтерференції при пропусканні;
- великий набір діапазоні довжин хвиль;
- великий набір чітких прорізів.
3.1.3 Оптичні поляризатори ( аналізатори) світла
Поляризаційні світлофільтри призначені для видалення або зменшення
небажаних відблисків на неметалевих поверхнях. Також поляризаційні фільтри
застосовують для збільшення насиченості кольору і підвищення контрасту.
Рис. 3.3 – Поляризаційний світлофільтр Kenko, Green.L CPL 52 мм
51
Ефект поляризації максимальний, якщо сонце знаходиться збоку від фотографа
(90 градусів до осі об'єктива). Якщо сонце над головою, то ефект поляризації
виявляється тільки при зйомці в горизонтальному напрямку. Якщо необхідно
прибрати відображення на поверхні води або скла, то найбільш ефективно вести
зйомку під кутом в 30-40 градусів до відбиваючої поверхні. Якщо на відбиваючу
поверхню світло падає збоку, під 90 градусів до осі об'єктиву, то ефект поляризації
може не виявитися.
Для автофокусних фотоапаратів застосовують поляризаційні циркулярні
(кругові) світлофільтри для правильної роботи експоавтоматики камери.
Поляризаційні фільтри випускаються двох типів: лінійні поляризаційні фільтри
і фільтри з круговою поляризацією на виході, що представляють собою лінійний
поляризатор плюс пластинка 4/ . В результаті розташований із зовнішнього боку
лінійний фільтр дозволяє аналізувати ступінь поляризації світла, а пластинка 4/
після нього перетворює світло з лінійно поляризованого в еліптично поляризоване.
При якійсь одній довжині хвилі він буде круговим. Тобто, якщо ми розташуємо за
фільтром з круговою поляризацією ще один поляризаційний фільтр, то обертаючи їх
один щодо одного, ми помітимо, що відтінок сірої картки буде змінюватися [19].
Поляризаційний фільтр лінійної поляризації містить один поляризатор, що
повертається в оправі. Його застосування ґрунтується на тому, що частина світла в
навколишньому світі поляризована. Частково поляризовані всі промені, відбиті від
діелектричних поверхонь.
3. 1.4 Поляризаційний мікрооб’єктив
Мікрооб'єктив є головним елементом оптичної системи мікроскопа, від якого в
основному залежать можливості приладу. Тому якість об'єктиву має велике значення.
Широке застосування мікроскопів для різноманітних досліджень призвело до того,
52
що потрібно було створити багато типів об'єктивів. Неможливо розробити
універсальний об'єктив, який задовольняв би всім умовам роботи. За оптичним
характеристикам, конструкції і призначенню мікрооб'єктиви діляться на кілька видів,
які можна класифікувати за різними ознаками [20].
3.1.5 Вибір та параметри ССD камери для візуалізації та збереження зображення
Спеціально розроблені для мікроскопів і телескопів цифрові камери значно
розширюють можливості цих оптичних приборів. При їх використанні зображення
виводиться на монітор, а це полегшує подальшу обробку, зберігання та переміщення
зображення.. Як правило, цифрова камера встановлюється на місце окуляра (окуляр
легко виймається), але бувають мікроскопи, які спочатку комплектуються тільки
цифровою камерою, без окуляра. Цифрові камери значно різняться своїми
параметрами - типом електронного приймача, розмірами матриці і кількістю пікселів.
Ці особливості необхідно враховувати, підбираючи камеру до певного типу
мікроскопа. Якщо розглядати біологічний мікроскоп, доукомплектований ССD
камерою або РС окуляром, необхідно звернути увагу на спектральну чутливість і
передачу кольорів камери. Для металографічних та індустріальних мікроскопів
основним критерієм при підборі камери буде порогова чутливість і контрастна
характеристика. Для поляризаційного мікроскопа необхідно переконається у
відсутності деполяризуючих елементів. Від цих значень буде залежати якість
зображення на моніторі. Цифрова камера встановлена на мікроскоп полегшує роботу
з ним і дозволяє, не напружуючи очей, довго розглядати об'єкти дослідження і
зберігати їх зображення в пам'яті комп'ютера або на цифрових носіях[21].
Створення CCD і CMOS зображення починається з одного і того ж процесу:
перетворення світлового потоку в електрони. Одним зі спрощених варіантів таких
датчиків використовується в цифровій камері, механізм їх роботи можна представити
як 2-D масив з тисяч або мільйонів крихітних сонячних батарей, кожна з яких
53
перетворює світлове випромінювання кожної маленької частини зображення в
електрони. CCD і CMOS виконують дане перетворення з використанням різних
технологій.
Наступний крок полягає в тому, щоб перетворити накопичений заряд кожного
осередку в образ. У CCD пристроях заряд перекладається за допомогою чіпа, що
обмежує можливість зчитування інформації. Аналого-цифровий перетворювач
перетворює кожен піксель в цифрове значення. У більшості CMOS пристроїв є кілька
транзисторів на кожен піксель, що дозволяє розширити і перенести заряд за
допомогою традиційних проводів. CMOS підхід є більш гнучким, оскільки кожен
піксель можна зчитувати окремо.
У CCD використовується спеціальний технологічний процес, який дає
можливість транспортування заряду через чіп без спотворень. Цей процес призводить
до високого рівня точності та світлової чутливості датчиків. З іншого боку, CMOS
мікросхеми використовують традиційні виробничі процеси для створення чіпів - ті ж
процеси використовуються для більшості мікропроцесорів. Внаслідок відмінностей
виробництва, спостерігається помітна різниця між ПЗЗ і CMOS сенсорами: CCD
датчики, як згадувалося вище - високоякісна продукція з низьким рівнем чутливості
зображення до шуму. CMOS сенсори, як правило, більш чутливі до шумового впливу;
оскільки кожен піксель в CMOS датчиках має декілька транзисторів, розташованих
поряд з ним, чутливість CMOS нижче. Багато з фотонів потрапивши в чіп,
потрапляють в транзистор замість фотодіода; CMOS споживає мало енергії [22].
Впровадження сенсора в CMOS дає датчики малої потужності;
CCD використовує технологічними процес, який споживає багато енергії, що
споживає в 100 разів більше енергії, ніж еквівалентні CMOS сенсори;
CMOS мікросхеми можуть бути зроблені на стандартних виробничих лініях, тому
частіше вони дешевші, ніж CCD датчики; CCD датчики протягом більш тривалого
часу вироблялися масово, тому вони більш зрілі, і, як правило, мають вищу якість
зображення.
54
До переваг CCD матриць відносяться:
- низький рівень шумів;
- високий коефіцієнт заповнення пікселів (близько 100%);
- висока ефективність (відношення числа зареєстрованих фотонів до їх
загального числа, що потрапив на світлочутливу область матриці, для CCD - 95%).
- високий динамічний діапазон (чутливість).
До недоліків CCD матриць відносяться:
- складний принцип зчитування сигналу, а отже і технологія;
- високий рівень енергоспоживання (до 2-5Вт);
- дорожче виробницво.
Переваги CMOS матриць:
- висока швидкодія (до 500 кадрів / с);
- низьке енергоспоживання (майже в 100 разів у порівнянні з CCD);
- дешевше і простіше виробництво;
- перспективність технології.
До недоліків CMOS матриць відносяться:
- низький коефіцієнт заповнення пікселів, що знижує чутливість (ефективна
поверхня пікселя ~ 75%, решта займають транзистори);
- високий рівень шуму (він обумовлений так званими темповими струмами -
навіть за відсутності освітлення через фотодіод тече досить значний струм) боротьба з
яким ускладнює і здорожує технологію;
- невисокий динамічний діапазон.
Спираючись на ці відмінності, можна відзначити, що CCD датчики, як правило,
використовуються в камерах, спрямованих на високоякісні, високочутливі,
багатопіксельне зображення. CMOS сенсори традиційно більш низької якості, з
низьким роздільною здатністю і більш низькою чутливістю. Тільки тепер
відбувається вдосконалення CMOS сенсорів, що дозволить їм досягти рівня CCD
55
пристроїв в деяких додатках. CMOS камери, як правило, дешевше і мають більший
термін служби батареї [22].
Таблиця 3.2 – Порівняльна характеристика CMOS та CCD
Характеристики CMOS CCD
Рівень шуму високий низький
Швидкість зчитування
заряда
високий невисокий
Чутливість невисока висока
динамічний діапазон невисока висока
енергоспоживання невисока висока
Вартість невисока висока
Даний прилад був оснащений цифровою камерою для мікроскопів
SCIENCELAB BW13 1.3MPix [23].
Чорно-біла 1,3 Мпікс цифрова камера для наукових і лабораторних досліджень
(Рисунок 3.19).
Технічні характеристики:
- чутливий елемент: 1/2 ";
- чутливість: 1.8v/Lux-sec при 550 нм;
- чіп: Micron MT9M001M;
- розмір пікселя: 5.2pix x 5.2pix;
- максимальна роздільна здатність: 1280 x 1024 mono;
56
- розмір перегляду відео: 1280x1024;
- швидкість: 7.5 кадрів / сек;
- контроль експозиції: Авто / ручне;
- вихід USB 2.0, 480 Мб / с;
- живлення: через USB 2.0;
- оправа об'єктиву: C / CS;
- адаптери діам. 23.2 мм;
- довжина кабелю USB: 1.8 м;
- поле зору: 60 мм;
- формат зображення: JPEG, PNG, SFT, TGA, BMP, TIF, PCX
Рис. 3.4 – Цифрова камера для мікроскопів SCIENCELAB BW13
1.3MPix
Камера містить спеціалізовану матриця для наукових і лабораторних
досліджень процесів, які вимагають зображень високої чіткості і контрастності.
Передає зображення без стиснення, тобто зображення високої якості. Зображення
чорно-біле, підвищеної чіткості і контрастності. Збереження даних здійснюється
одним натисканням кнопки.
57
3.2. Оцінювання фотометричних, інформаційних та часових параметрів системи
поляризаційного картографування.
Системи лазерної автоматизованої поляриметрії, перспективними при
дослідженнях зображень стаціонарних оптичних полів як неоднорідних БТ та БР, так і
об’єктів іншої фізичної природи [4, 22, 24-27]. Основними перевагами лазерних
відеополяриметричних систем є високі показники роздільної здатності, квантової
ефективності (>0,8) та спектральної чутливості (у діапазоні 400÷1100 нм), висока
границя співвідношення сигнал/шум, що дозволяє реєструвати малі значення змін
поляризаційних параметрів поля зразка (до 0,01%).
Зауважимо, що для макродіагностики патологій біотканин засобами лазерної
відеополяриметрії достатньою є роздільна здатність камери 640480 пікселів
(подальше збільшення роздільної здатності суттєво не впливає на ефективність
діагностування, значно зменшуючи швидкодію системи) [4, 22, 27 ].
Кожний з цих досліджуваних параметрів (мапи азимутів, мапи еліптичностей та
мапи фазових зсувів) формується на основі двовимірного розподілу Фур’є, тому
важливим є розрахунок загальної кількості відліків системи, що розробляється:
, (3.1)
де Ne – кількість елементів розкладу (роздільна здатність матриці), Np –
кількість поляризаційних параметрів, Nk – кількість відліків кожного параметра.
Для запропонованої системи кількість відліків складає:
.
Час спрацювання поляриметричної системи [4]:
58
t N , (3.2)
де вим пол обр – характерна стала поляриметра, пов’язана із
конструкцією системи, що формується часом накопичування й перетворення сигналів
вим сенсором (CCD), часом формування елементів мап параметрів і відновлення
поляризаційних параметрів об’єкта пол та часом програмної обробки кадрів обр .
Приблизно це складає декілька хвилин, що достатньо для проведення сучасної
експрес діагностики.
Інформаційна ємність поляризаційного зображення (у двійковому коді) [64]:
2logJ N M , (3.3)
де N – загальна кількість елементів зображення, max
min
LM
L – кількість градацій
яскравості, Lmax та Lmin – максимальна та мінімальна яскравості елементів.
Для запропонованої системи інформаційна ємність складає:
.
Фотометричні та інформаційні характеристики, розраховані за формулами (3.1)
та (3.3) для розроблених систем лазерної відеополяриметрії [64] на основі
відеокамери SCIENCELAB BW13 1.3MPix. [27], а також провідних аналогів [14, 23],
наведено у таблиці 3.3.
Проаналізувавши дані аналога та розробки, занесені до таблиці, можна зробити
висновок, що при приблизно однакових фотометричних та інформаційних
параметрах у порівнянні з аналогом [28] система поляризаційно-фазового
59
картографування, що розроблялась характеризується більшою інформативністю за
рахунок мультифункціональності.
Таблиця 3.3 – Технічні характеристики лазерних відеополяриметрич - их систем
Показники
(параметри)
Одиниця
виміру
Аналог
Нова
розробка
Відношення
параметрів
нової
розробки до
параметрів
аналога
Вагові
коефі-
цієнти
Споживана
потужність
мВт 30 30 1 0,05
Довжина хвилі Мкм 0,6328 0,6328 1 0,05
Роздільна
здатність
Пік селі 640480 1280×1024 2:1 0,2
Інформаційна
ємність
зображення
МБ 2,46 10,51 4,2 0,25
Багатофункціо-
нальність
3 9 3 0,4
60
4 АНАЛІЗ РЕЗУЛЬТАТІВ РОБОТИ ЕКСПЕРИМЕНТАЛЬНОГО
ВИМІРЮВАННЯ
У даному розділі наведено матеріали експериментальних досліджень
координатної, статистичної структури поляризаційних мап полікристалічних мереж
білків мазків плазми крові пацієнтів груп А, В, С, де А – здорові, В – хворі на
мастопатію, С – онколологічно хворі.
Визначено величини і діапазони зміни статистичних моментів 1-го – 4-го
порядків, які характеризують розподілів азимутів і еліптичності поляризації лазерних
зображень зразків плазми крові пацієнтів у межах груп А, В, С.
Визначено величини і діапазони зміни статистичних моментів 1-го – 4-го
порядків, які характеризують розподілів азимутів і еліптичності поляризації лазерних
зображень зразків плазми крові пацієнтів у межах груп А, В, С.
Установлені взаємозв’язки між значеннями кореляційної площі та
кореляційного моменту, які характеризують залежності автокореляційних функцій
координатних розподілів станів поляризації лазерних зображень зразків плазми крові
та фізіологічним станом пацієнтів у межах груп А, В, С.
Досліджені трансформації фрактальної розмірності, дисперсії екстремумів
логарифмічних залежностей спектрів потужності розподілів поляризації лазерних
зображень плазми крові в залежності від стану молочної залози пацієнтів у межах
груп А, В, С.
4.1 Коротка характеристика об’єктів дослідження
В якості об’єктів дослідження нами використовувалася серія зразків мазків
плазми крові трьох груп пацієнтів – А, В, С.
61
Зразки плазми крові готувались в ідентичних умовах – мазок рівномірно
наносився на підкладку з оптично однорідного скла і сушився при кімнатній
температурі на протязі 24 годин.
А В С
00 00
(а) (б) (в)
00 900
(г) (д) (е)
Рис. 4.1 - Класичні ( 00 00 ) і поляризаційно – візуалізовані ( 00 900 ) лазерні
зображення полікристалічних мереж білків плазми крові трьох груп: (А) – норма
(фрагменти (а), (г)); (В) – мастопатія (фрагменти (б), (д)); (С) – рак молочної залози
(фрагменти (в), (е)).
З одержаних лазерних зображень мазків плазми крові пацієнтів груп А, В, С
видно, що незалежно від фізіологічного стану і типу патології молочної залози
62
полікристалічна мережа білків альбумінів і глобулінів володіє індивідуальною
геометричною структурою та виразною оптичною анізотропією, що детектується у
перехрещених площинах пропускання поляризатора 4 та аналізатора 9 у вигляді
сукупності координатно – неоднорідно розподілених ділянок темних і світлих плям
різної інтенсивності.
Зображення мазків плазми крові пацієнтів груп В і С ілюструють
трансформацію масштабної і геометричної структури полікристалічної мережі білків.
Так, по мірі ускладнення патологічного стану в плазмі крові зростає внесок білків
глобулінів, які спостерігаються у вигляді кристалізованих дрібномасштабних
хаотично орієнтованих мереж (рис. 4.1 б і рис. 4.1 в, відповідно)[21].
Для зображення зразку плазми крові пацієнтки групи В з мастопатією (рис. 4.1
д) характерне зменшення розмірів кристалічних структур при загальному збільшенні
площі світлих ділянок, які відповідають структурним елементам полікристалічної
альбумін – глобулінової мережі.
Онкологічні зміни молочної залози виявляються у формуванні багаточисельних
кластерів (ділянок з підвищеною анізотропією за рахунок зростання концентрації
протеїнів глобулінів) - у відповідному поляризаційно візуалізованому зображенні
полікристалічної мережі плазми крові людини хворої на рак (рис. 4.1 е)
спостерігається значна перевага світлих ділянок.
4.2. Дослідження розподілів азимутів поляризації лазерних зображень
полікристалічних мереж плазми крові у діагностиці та диференціації виникнення
онкологічних змін молочної залози
У таблиці 4.1 приведені значення і діапазони зміни статистичних моментів
kZ
координатних розподілів поворотів площини поляризації nm лазерних
63
зображень полікристалічних мереж білків альбумінів і глобулінів зразків плазми крові
пацієнтів всіх трьох груп.
Таблиця 4.2 - Середнє
1Z , дисперсія
2Z , асиметрія
3Z та ексцес
4Z розподілів
nm лазерних зображень зразків плазми крові різних груп пацієнтів
kZ
Норма
(зразків)
Мастопатія
(зразків)
Рак
(зразків)
1Z
0,69
0,18
0,71
0,19
0,68
0,23
2Z
0,12
0,035
0,19
0,048
0,25
0,071
3Z
1,54
0,38
1,29
0,43
0,79
0,16
4Z
2,15
0,48
1,87
0,37
1,36
0,31
Установлені наступні діапазони відмінностей між середньостатистичних
величин поляризаційних лазерних зображень полікристалічних мереж білків
плазми крові контрольної групи пацієнтів (група А) та хворих з різною патологією
(груп В і С), - середнє (практично незмінне); дисперсія (збільшення у 1,5 – 2 рази);
асиметрія (зменшення у 1,3 – 2 рази) і ексцес (зменшення у 125 – 1,8 рази).
4;3;2;1kZ
64
Проте статистичний аналіз діапазонів зміни величин статистичних моментів
одержаних в результаті експериментальних досліджень
статистичної структури розподілів поворотів поляризації зразків плазми крові у
межах окремих груп здорових і хворих пацієнтів показав недостатню специфічність
поляризаційного картографування - неможливість достовірної 100% діагностики
різноманітних патологічних станів.
Як видно з таблиці 4.1 діапазони зміни всіх статистичних моментів 1-го – 4-го
порядків розподілів nm перекриваються.
Таблиця 4.3 і таблиця 4.4 ілюструють порівняльні кореляційні і фрактальні
параметри, що характеризують координатну узгодженість і ступінь самоподібності
розподілів азимутів поляризації лазерних зображень зразків плазми крові груп А, В,
С.
Таблиця 4.3 - Кореляційна площа ( S ), кореляційний момент ( Q ) nm
лазерних зображень зразків плазми крові пацієнтів різних груп
Параметри Норма
( зразків)
Мастопатія
( зразків)
Рак
( зразків) S 0,21
0,029
0,185
0,025
0,14
0,021
Q 0,21
0,041
0,34
0,052
1,23
0,27
Таблиця 4.4 - Фрактальна розмірність ( F ), дисперсія ( D ) розподілу
екстремумів логарифмічних залежностей спектрів потужності множини nm
лазерних зображень зразків плазми крові пацієнтів різних груп
Параметри Норма
( зразків)
Ектонія
( зразків)
Рак 1
( зразків)
1 1,94 1,75 статистична
4;3;2;1kZ
65
0,38
0,32
D 0,12
0,022
0,25
0,031
0,43
0,062
Установлено, що вимірювання кореляційної площі автокореляційних
функцій координатних розподілів азимутів поляризації лазерних зображень зразків
плазми крові всіх груп здорових і хворих пацієнтів дозволяє діагностувати стан
мастопатії (група В), - відмінності між середньостатистичними значеннями S у
межах контрольної групи пацієнтів (група А) та хворих групи В досягають 1,55 разів.;
для групи С онкологічно хворих вони досягають 2-х разів.
Разом з тим, використання даного параметру в якості діагностичного критерію
не є статистично достовірним або специфічним – розкид значень його величини у
межах різних груп пацієнтів також перекривається.
Більш чутливим та специфічним до виникнення орієнтаційно – фазових змін
структури полікристалічної мережі білків альбумінів і глобулінів плазми крові
виявився кореляційний момент Q . Його середньостатистичні значення можуть бути
використані для диференціації здорової і запаленої молочної залози, а також стадії
онкологічного захворювання (відмінності між групами А, В, С складають 1,5 - 10 раз).
Установлено, що множини координатних розподілів азимутів поляризації
лазерних зображень зразків плазми крові хворих раком молочної залози статистичні.
Середньостатистичні значення дисперсії розподілу екстремумів Log - log
залежностей спектрів потужності nm пацієнтів груп В і С більші у 1,5 – 2 рази за
величину аналогічного параметру спектру потужності координатного розподілу
значень азимутів поляризації лазерних зображень полікристалічних мереж білків
зразків плазми крові пацієнтів контрольної групи А. (звернути увагу)
Таким чином можна констатувати, що лазерні зображення зразків плазми крові
пацієнтів груп А, В, С являють собою поляризаційно неоднорідні структури,
S
66
обумовлені дихроїзмом речовини полікристалічної мережі амінокислот альбумінів і
глобулінів.
На цій основі у межах статистичного, кореляційного та фрактального підходів
до аналізу координатних розподілів азимутів поляризації лазерних зображень зразків
плазми крові виявлено та обґрунтовано комплекс критеріїв чутливих (статистичні
моменти 4;3;2;1iZ , кореляційна площа S і дисперсія D ) і специфічних (кореляційний
момент Q і випадковість апроксимуючої кривої ) до виникнення та подальшої
диференціації патологічного стану тканини молочної залози.
Порівняння діагностичних можливостей лазерної поляриметрії оптичного
дихроїзму зразків плазми крові тканин молочної залози (таблиці 4.1 – 4.3) та даних
спектрофотометрії виявило значно вищу її чутливість до змін біохімічного складу
білків плазми крові.
4.3 Дослідження розподілів еліптичності поляризації лазерних зображень
полікристалічних мереж альбумінів і глобулінів плазми крові у діагностиці та
диференціації виникнення онкологічних змін молочної залози
Таблиця 4.5 - Середнє
1Z , дисперсія
2Z , асиметрія
3Z та ексцес
4Z розподілів
nm еліптичності поляризації лазерних зображень плазми крові
kZ Норма
( зразків)
Мастопатія
( зразків)
Рак
( зразків)
1Z 0,015
0,0055
0,035
0,0015
0,07
0,025
2Z 0,17
0,085
0,24
0,095
0,29
0,1
3Z 1,68
0,44
0,77
0,22
0,54
0,19
67
4Z 2,03
0,78
0,96
0,25
0,58
0,19
У таблиці 4.5 приведена сукупність середньостатистичних значень і діапазонів
їх зміни у межах всіх груп пацієнтів статистичних моментів
kZ розподілів
еліптичності поляризації лазерних зображень плазми крові.
Одержані експериментальні дані про статистичну структуру (
kZ ) мап
еліптичності поляризації лазерних зображень зразків плазми крові всіх груп здорових
і хворих пацієнтів виявили високу чутливість порівняльного аналізу статистичних
моментів 1-го – 4-го порядків у діагностиці запального процесу і раку молочної
залози.
Визначені наступні діапазони відмінностей між середньостатистичними
значеннями статистичних моментів
kZ , які характеризують мапи еліптичності
поляризації лазерних зображень зразків плазми крові контрольної групи пацієнтів
(група А) та хворих з мастопатією (група В) і раком молочної залози (група С), -
середнє 1Z (збільшення у 2,2 - 4,6 рази); дисперсія
2Z (збільшення у 1,3 – 1,4 рази);
асиметрія 3Z (зменшення у 2 – 3 рази) і ексцес
4Z (зменшення у 1,95 – 3,85 рази).
Разом з тим специфічність статичного аналізу координатних розподілів
еліптичності поляризації лазерних зображень полікристалічних мереж альбумін –
глобулі нових білків плазми крові всіх груп пацієнтів відмінна від 100%.
Діапазони зміни величин статистичних моментів 1-го і 2-го порядків
перекриваються у межах груп А, В, С.
Для статистичних моментів 3-го і 4-го порядків об’єктивно достовірним є
діагностування раку молочної залози. При цьому диференціація онкологічного стану і
мастопатії не є 100% специфічною.
У таблицях 4.6 і 4.7 представлені порівняльні середньостатистичні величини і
діапазони змін кореляційних і фрактальних параметрів розподілів еліптичності
68
nm поляризації лазерних зображень зразків плазми крові вищезазначених груп
пацієнтів.
Таблиця 4.6 - Кореляційна площа ( S ), кореляційний момент ( Q ) мап
еліптичності поляризації лазерних зображень зразків плазми крові людини з різною
патологією
Параметри Норма
( зразків)
Мастопатія
( зразків)
Рак
( зразків) S 0,21
0,059
0,13
0,099
0,09
0,07
Q 0,53
0,17
3,12
0,62
5,21
0,87
Установлено, що визначення кореляційної площі S мап еліптичності лазерних
зображень плазми крові дозволяє достовірно і специфічно діагностувати виникнення
злоякісних патологічних змін, - відмінності між значеннями S контрольної групи
пацієнтів (група А) та хворих з запальним процесом (група В) і онкологічними
змінами молочної залози (група С) лежать у межах 2,5 разів.
Найбільш чутливим с специфічним до типу патології виявився кореляційний
момент Q автокореляційної функції xK поляризаційної мапи лазерних
зображень полікристалічних мереж білків альбумінів і глобулінів плазми крові.
Його значення можуть бути використані для диференціації запального процесу і
стадії онкологічного захворювання (відмінності між групою А і групами В і С лежать
у межах від 6 до 2 разів).
Як видно, що доброякісні та подальші онкологічні зміни тканини молочної
залози виявляються у статистизації множин значень еліптичності лазерних зображень
плазми крові, що взята у хворих на мастопатію (група В) і рак (група С).
69
Кількісно такі патологічні процеси характеризуються тим, що
середньостатистичні у межах груп значення дисперсії розподілу екстремумів Log - log
залежностей спектрів потужності множини значень еліптичності nm зображень
пацієнтів з мастопатією більші у 1,87 раз, а з раком молочної залози у 2,77 рази за
величину аналогічного параметру спектру потужності координатного розподілу
станів поляризації лазерних зображень зразків контрольної групи А.
Таблиця 4.7 - Фрактальна розмірність ( ), дисперсія ( D ) розподілу
екстремумів логарифмічних залежностей спектрів потужності множини nm
лазерних зображень зразків плазми крові пацієнтів з різною патологією
Параметри Норма
( зразків)
Мастопатія
( зразків)
Рак
( зразків)
1 2,11
0,27
статистичний статистичний
D 0,19
0,081
0,27
0,091
0,41
0,16
Таким чином можна констатувати, що експериментально виявлена та
обґрунтована для практичного застосування сукупність статистичних, кореляційних і
фрактальних критеріїв лазерної поляризаційної діагностики не тільки виникнення
патологічного стану тканин молочної залози, але й диференціації ступеня їх важкості.
Порівняльний аналіз величин і діапазонів зміни статистичних моментів 1-го – 4-
го порядків, кореляційної площі, кореляційного моменту, фрактальної розмірності та
дисперсії розподілу екстремумів Log – log залежностей спектрів потужності, які
характеризують мапи поворотів площини та еліптичності поляризації лазерних
зображень плазми крові виявив більшу діагностичну чутливість дослідження
двопроменезаломлення полікристалічної мережі білків альбумінів і глобулінів у
порівняні з її оптичним дихроїзмом.
70
5 ОХОРОНА ПРАЦІ
Проблема охорони праці набуває особливого значення в умовах сучасного
виробничого середовища. Нині людині доводиться виконувати свою роботу в
умовах, коли сучасні технологічні процеси характеризується наявністю
різноманітних енергетичних систем з небезпечними для навколишнього
середовища та людини чинниками. Складність технологічних систем та процесів
ставить підвищенні вимоги до організму людини. їй доводиться діяти на межі
своїх фізичних та психологічних можливостей.[30] В таких умовах людина не
завжди може досконало сприймати швидкі зміни обставин в процесі виробничої
діяльності і адекватно на них реагувати. Навіть звичайна праця у науковому
відділі вже стає небезпечною для здоров'я працівника, тому що при цьому
використовуються персональні обчислювальні машини, факси, ксерокси та інші
прилади, без яких сучасна професійна діяльність неможлива, але всі вони мають
високо небезпечні для людини фактори.
Соціальна складова охорони праці ґрунтується на засадах підвищення
ефективності суспільного виробництва за рахунок постійного покращення умов
праці, підвищення безпеки, зниження травматизму.
Економічне ж значення охорони праці оцінюється за результатами,
отриманими при зміні соціальних показників при впровадження заходів з
покращення умов праці. [30]
У даній бакалаврській роботі розраховується система лазерної поляриметрії
для оптичної експрес-діагностики біологічних рідин людини. Основна група
ризиків, пов’язана із даною установкою підвищений рівень інфразвуку, шуму,
ультразвуку та вібрації, підвищений рівень електромагнітних випромінювань,
високе значення напруги в електричній мережі, понижена або підвищена
температура, вологість і швидкість руху повітря робочої зони, підвищена
71
інтенсивність теплового випромінювання, недостатність або відсутність
природного
72
освітлення, недостатня освітленість робочої зони, відбита або пряма блискучість.
При роботі на лазерному поляриметрі, відповідно до ГОСТ 12.0.003-74 [31],
можна виділити такі небезпечні шкідливі фактори:
1) Фізичні небезпечні i шкідливі виробничі фактори:
- підвищений рівень інфразвуку, шуму, ультразвуку та вібрації;
- підвищений рівень електромагнітних випромінювань;
- високе значення напруги в електричній мережі;
- понижена або підвищена температура, вологість і швидкість руху повітря
робочої зони;
- підвищена інтенсивність теплового випромінювання;
- недостатність або відсутність природного освітлення;
- недостатня освітленість робочої зони;
- відбита або пряма блискучість.
2) Хімічні небезпечні i шкідливі фактори – шкідливі хімічні речовини.
3) Біологічні небезпечні i шкідливі виробничі фактори – немає.
4) Психофiзiологiчнi небезпечні i шкідливі виробничі фактори:
а) фізичні перевантаження – немає.
б) нервово-психiчнi перевантаження:
- перенапруження аналізаторів;
- монотонність праці.
5.1 Технічні рішення з безпечної експлуатації об'єкта
5.1.1 Обладнання робочого місця
Лабораторія із установкою системи лазерного поляриметра знаходиться у
другому корпусі ВНТУ, на кафедрі ЛОТ. Під час роботи в даному приміщенні,
виникають ряд небезпечних і шкідливих виробничих факторів.
73
74
Всі лазери складаються з трьох основних конструкційних блоків:
1. Активне (робоче) середовище, яка визначає можливу довжину хвиль емісії.
2. Джерело енергії (накачування).
3. Резонансна порожнина (оптичний резонатор) з ємнісним пристроєм - зазвичай
два дзеркала. [32]
Робота з лазерами небезпечна, тому при роботі з ними потрібно
дотримання заходів безпеки. Згідно Міждержавному стандарту ГОСТ 12.1.040-83
Система стандартів безпеки праці. Лазерна безпека. Загальні положення за
ступенем небезпеки генерованого випромінювання лазери (лазерні установки)
поділяються на 4 класи безпеки [33]:
Клас 1. Лазери класу 1 вважаються "безпечними для очей".
Більшість лазерів, повністю ізольованих від людини, відносяться до класу
1. Для лазерів класу 1 не потрібно ніяких заходів безпеки.
Клас 2. До класу 2 відносяться видимі лазери, що випускають
випромінювання дуже низької потужності, яке не буде небезпечним, навіть
якщо вся потужність променя потрапить в людське око і сфокусується на
сітківці. Таким чином, лазери класу 2 мають вихідну потужність променя 1
міліват (mW) або менше, що відповідає допустимому ліміту експозиції в 0.25
секунд.
Клас 3. Лазери та лазерні системи, які зазвичай не становлять небезпеку,
якщо дивитися на лазер неозброєним поглядом протягом короткого періоду.
Лазери можуть становити небезпеку, якщо дивитися на них через оптичні
прилади (бінокль, телескоп).
Клас 4. Вихідне випромінювання становить небезпеку при опроміненні
шкіри дифузно відбитим випромінюванням на відстані 10 см від дифузно
відбиваючої поверхні. Лазери класу 4 можуть створити потенційну небезпеку
пожежі, значну небезпеку для шкіри чи при розсіяному відображенні. Всі лазери
з середньою вихідною потужністю більше 0.5 W також відносяться до класу 4.
75
76
Для забезпечення безпеки в робочому приміщенні знаходяться:
- діелектричні коврики біля пульту і щитка керування;
- діелектричні перчатки;
- заземлювачі (штанги для накладання заземлення);
- захисні окуляри з фільтрами які мають смугу поглинання
відповідну основним частотам випромінювання ОКГ та їх інтенсивним
гармонікам;
- укомплектована аптечка;
- предмети сангігієни (умивальник, мило, рушник);
- засоби пожежогасіння (вуглекислотний вогнегасник).
на вхідних дверях приміщення і на установці повинні
попереджувальні знаки ˝ЛАЗЕРНА НЕБЕЗПЕКА˝
внутрішня відділка стін приміщення повинна мати світлопоглинаючу
поверхню.
для лазерів ІІІ-ІV класів двері приміщень повинні бути з
внутрішними замками та таблом: ‖СТОРОННІМ ВХІД ЗАБОРОНЕНО!‖
5.1.2 Вимоги безпеки під час роботи на лазерному поляриметрі.
Під час роботи на лазерному поляриметрі необхідно дотримуватися таких
вимог [34]:
- робота з лазером дозволяється тільки особам, що досягли 18-літнього
віку, пройшли медичний огляд і визнані гідними для роботи з оптичними
квантовими генераторами ОКГ, пройшли інструктаж на робочому місці, здали
екзамен з правил технічної експлуатації та безпеки, що мають кваліфікаційну
групу не нижче ІІІ і отримали допуск до роботи у встановленому порядку.
77
- при роботі на лазерній установці необхідно додержуватися правил
внутрішнього розпорядку. Забороняється курити, розпивати спиртні напої,
лишати установку без нагляду.
- установка та устаткування повинні бути закріплені за відповідальною
особою, яка відповідає за технічний стан що гарантує безпечну роботу з ними.
- усі придбані та утворені установки з ОКГ повинні бути представлені
комісії з охорони праці та охорони промислової безпеки Інституту, яка приймає
їх і видає дозвіл на право їх експлуатації.
- у робочому приміщенні при роботі установки повинні
знаходитись не менше ніж два співробітника одночасно.
5. 2 Технічні рішення з гігієни праці і виробничої санітарії
5.2.1 Мікроклімат
За класифікацією робіт робота з лазерним поляриметром відноситься до
категорії 2А.
Таблиця 5.1 – Параметри мікроклімату відповідно до [30]
Період
року
Оптимальні Допустимі
t,°C W, % V, м/с t,°C W, % V, м/с
Теплий 21-23 40-60 0,3 18-27 65 при
26° 0,2-0,4
Холодний 18-20 40-60 0,2 17-23 75 не більше
0,3
Понижена або підвищена температура повітря робочої зони може бути
спричиненатим, що робота ПК приводить до підвищення температури в
78
приміщенні, тому що високопродуктивна техніка працює на надвисоких
частотах, що викликає сильне нагрівання елементів. Це може викликатитепловий
удар, який супроводжується втратою свідомості, блювотою, судомами.
79
Понижена або підвищена відносна вологість повітря робочої зони може
бути спричиненатим, що робота ЕОМ приводить до зниження вологості повітря,
тому що високопродуктивна техніка працює на надвисоких частотах, що
викликає сильне нагрівання елементів, що може викликати зменшення або
збільшення тепловіддачі організмом працівника, що сприяє його перегріванню
або переохолодженню.
Підвищена або пониженарухливість повітря робочої зони може бути
спричинена нераціональними параметрами системи вентиляції або її відсутністю,
що може спровокувати порушення реакції терморегуляції організму людини.
З метою забезпечення допустимих параметрів температури повітря в
приміщенні доцільно застосувати нагрівальні прилади.
5.2.2 Склад повітря робочої зони
Таблиця 5.2 - Гранично допустимі концентрації шкідливих речовин для
повітря атмосфери (ГДК)
Назва речовини
ГДК, мг/м3
Клас небезпечності Максимально
разова
Середньо
добова
Азоту двуокис NO2
Вуглець (окис СО)
Озон
Пил нетоксичний
0,085
3
0,16
0,5
0,085
1
0,03
0,15
2
4
4
4
При роботі з системою лазерної поляриметрії передбачена обробка
результатів на персональному комп’ютері ПК у тому ж приміщенні. Шкідливі
хімічні речовини в повітрі робочої зони можуть бути спричинені виділенням
80
пилу, озону, оксидів азоту й аероіонізації під час роботи за комп'ютером. У
приміщеннях із ПК оператори піддаються
81
впливу пилу, що притягається до працівника і сильно наелектризованого
обладнання. Головними джерелами озону на комп'ютеризованих місцях є
електронно-променеві трубки відеотерміналів та лазерні принтери. При роботі
ПК виникає іонізація середовища, що приводить до фізико-хімічних змін у
структурі речовин. У деяких людей вплив сильної запиленості приміщення може
викликати алергію. Оксиди азоту чинять подразливу дію на органи дихання,
викликаючи кашель, блювоту, іноді головний біль. Озон є дуже сильним
окисником і при концентрації вище ніж 0,1 мг/м3 шкідливо впливає на здоров’я
людини.Озон можна виявити за запахом, або за сухістю та подразненням
слизових оболонок. При більших концентраціях появляються головні болі,
нездужання. Іонізація повітря може викликати невелике підвищення температури
тіла під час роботи за комп'ютером.
Для забезпечення чистоти повітря робочої зони потрібно використовувати
систему витяжної вентиляції.
5.2.3 Виробниче освітлення
Роботи із лазерним поляриметром належать до ІІІ розряду зорової роботи.
Недостатність або відсутність природного освітлення може бути спричинена
відсутністю або недостатніми розмірами віконних пройм, а також наявністю
конфронтуючих будинків та споруд. Відсутність або недостатність природного
освітлення ускладнює виконання роботи, може призвести до нещасного випадку
і захворюванню органів зору працюючого.
Недостатня освітленість робочої зони може бути спричинена відсутністю
або недостатністю природного освітлення, малою потужністює світильників та
ламп штучного освітлення тощо.
82
Таблиця 5.3 - Норми освітленості при штучному освітленні та КЕО (для ІІІ
пояса світлового клімату СНГ) при природньому та сумісному освітленні Х
арак
тер
исти
ка
зор
ово
ї
ро
бо
ти
Най
мен
ши
й р
озм
ір
об
'єкта
ро
зріз
ню
ван
ня
Ро
зряд
зо
ро
во
ї ро
бо
ти
Під
ро
зряд
зо
ро
во
ї р
об
оти
Ко
нтр
аст
об
'єкта
ро
зріз
нен
ня з
фо
но
м
Хар
акте
ри
сти
ка
фо
на
Освітленість,
лк КЕО, ,%нe
Штучне
освітлення
Природнє
освітлення
Сумісне
освітлення
Ко
мб
іно
ван
е
Заг
альн
е
Вер
хн
є аб
о в
ерх
нє
і б
око
ве
Бо
ко
ве
Вер
хн
є аб
о в
ерх
нє
і б
око
ве
Бо
ко
ве
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12
Високої
точності
Вище 0,3
до 0,5
ІІІ
а Малий Темний 2000 500
5
2
3
1,2
б Малий
Середній
Середній
Темний
1000 300
в Малий
Середній
Великий
Світлий
Середній
Темний
750
300
г Середній
Великий
―
Світлий
―
Середній
400
200
Недостатня освітленість може стати причиною багатьох важких і
смертельних випадків на виробництві.
Пряма або відбита блискучість може бути спричиненадзеркальною
відбиваючою і неплоскою зовнішньою поверхнею екрану монітора, що може
призвести до виникнення астенопічних явищ та функціональних змін ока.
З метою забезпечення допустимих параметрів КПО для природного
освітлення в приміщенні доцільно застосувати необхідні архітектурно-будівельні
рішення – положенням світлових пройм (вікон) в стінах [30-34].
5.2.4 Виробничий шум
Підвищений рівень шуму і вібрації робочої зони може бути спричинений
роботою таких елементів комп'ютерів, як жорсткий диск,
83
Таблиця 5.4 - Допустимі рівні звукового тиску, рівні звуку та еквівалентні
рівні звуку на робочих місцях у виробничих приміщеннях та на території
підприємства
Вид трудової діяльності,
робоче місце
Рівні звукового тиску, дБ в октавних полосах із
середньогеометричними частотами, Гц
Рівні
звуку та
еквіва-
лентні
рівні
звуку,
дБ А
31,5
63
125
250
500
1000
2000
4000
8000
Висококваліфікована ро-
бота, вимірювальні та
аналітичні роботи в ла-
бораторії 93 79 70 63 58 55 52 50 49 60
вентилятори блоку живлення, охолодження мікропроцесора, швидкісні CD-ROM
(DVD-ROM), механічні сканери, пересувні механічні частини принтера, що може
викликати психічні та фізіологічні порушення, що знижують працездатність і
створюють передумови для загальних та професійних захворювань і виробничого
травматизму.
Підвищений рівень інфразвуку може бути спричинений інфразвуковими
складовими, що як правило, присутні у спектрі шуму, який генерується
промисловими установками і транспортними засобами, що супроводжується
вiдчуттям обертання, розхитування, почуттям тревоги, страху, бiллю у вухах,
порушенням роботи органiв рiвноваги.
Підвищений рівень ультразвуку може бути спричиненийяк супутній
фактор при експлуатації технологічного і вентиляційного устаткування, що може
викликати функціональні порушення нервової системи, головний біль, зміну
тиску, складу і властивостей крові, втрату слухової чутливості, підвищену
втомлюваність.
84
З метою забезпечення нормованих параметрів шуму в приміщенні
необхідно застосувати звукоізоляцію.
85
5.2.5 Виробничі випромінення
Таблиця 5.5 –Допустимі значення параметрів неіонізуючих електромагнітних
випромінювань
Найменування параметра Допустимі значення
Напруженість електричної складової електромагнітного
поля на відстані 50 см від поверхні відеомонітору
10 В/м
Напруженість магнітної складової електромагнітного
поля на відстані 50 см від поверхні відеомонітору
0,3 А/м
Напруженість електростатичного поля не повинна
перевищувати:
для дорослих
користувачів 20кВ/м
для дітей 15кВ/м
Підвищений рівень електромагнітних випромінювань промислової частоти
може бути спричинений струмоведучими частинами працюючих
електроустановок, що може викликати злоякісні пухлини. Найбільш сильна дія
цих полів виявляється на відстані до 30 см від екрана. Не меншої інтенсивності
досягають ці поля із задньої сторони дисплея (джерело рядковий трансформатор)
– їхній шкідливий вплив поширюється на відстань до 0,7-1 м. [35]
Підвищений рівень електромагнітних випромінювань оптичного діапазону
може бути спричинений оптичними квантовими генераторами, що може
викликати головний біль, порушення роботи терморегулюючого апарату,
утворення ракових пухлин, електроофтальмію, нервові розлади.
Підвищена інтенсивність теплового випромінювання може бути спричинена
теплом, яке надходить до приміщення від системи опалювання, в результаті
сонячної радіації та від інших джерел, що може спровокувати підвищення
температури повітря в приміщенні вище допустимих меж.
З метою забезпечення нормованих параметрів неіонізуючих
випромінювань радіочастотного діапазону в приміщенні необхідно
86
застосувати захист часом або відстанню.
З метою забезпечення допустимих параметрів інтенсивності теплового
випромінювання в приміщенні доцільно застосувати механічну загальнообмінну
вентиляцію.
5.3 Пожежна безпека
Приміщення з лазерами 4 класу належать до вибухопожежо - небезпечних
приміщень. Оздоблення приміщень виконують тільки з негорючих матеріалів.
Не допускається застосування глянсових, блискучих, добре (дзеркально)
відображають лазерне випромінювання матеріалів (коефіцієнт відбиття
рекомендується не більше 0,5).
За вогнестійкістю приміщення відноситься до другої категорії згідно з
ДБНВ.1.1.7-2002 [30].
Мінімальні межі вогнестійкості будівельних конструкцій і максимальні межі
розповсюдження полум'я по них для ІІ категорії наведені в таблиці 3.1, що подана
нижче.
Таблиця 3.1 – Мінімальні межі вогнестійкості будівельних конструкцій (у год.) і
максимальні межі розповсюдження полум'я по них (у см) для ІІ ступеня
вогнестійкості будівель
Сту
пін
ь в
огн
есті
йко
сті
буд
івлі
Стіни
Колон
и
Сход
ові
площ
адки
, б
алки
,
косо
ури
, м
арш
і сх
од
ови
х
кліт
ок
Пли
ти, н
асти
ли
, (з
уте
плю
вач
ем),
ін
ші
нес
учі
кон
струкц
ії п
ерек
ри
ть
Елементи
перекрить
Нес
учі
Сам
он
есучі
Зовн
ішн
і н
енес
учі
Вн
утр
ішн
і н
енес
учі
(пер
егоро
дки
)
Пли
ти, н
асти
ли
,
прого
ни
Бал
ки
, ф
ерм
и, ар
ки
,
рам
и
87
II 2
0
1
0
0.25
0
0.25
0
2
0
1
0
0.75
0
0.25
0
0.25
0
88
5.3.1 Технічні рішення системи запобігання пожежі
Пожежну безпеку забезпечують системи запобігання пожежі та
протипожежного захисту, а також організаційно-технічні заходи [34].
Основними напрямками забезпечення пожежної безпеки є усунення умов
виникнення пожежі та мінімізація її наслідків.
Пожежну безпеку забезпечують такі основні компоненти виробництва:
-технічна система, яка передбачає надійність обладнання, використання
безпечних технологій, визначає обсяг вибухопожежо небезпечних речовин, проектні
рішення, впровадження систем виявлення та гасіння пожеж розміщення обладнання
тощо,
- персонал, його підготовка, забезпечення регламентами та правилами роботи;
- система управління.
Система пожежної безпеки спрямована на:
- визначення вихідних причин ситуацій ризику виникнення пожеж внаслідок
характерних властивостей та особливостей продуктів, речовин і матеріалів, які
використовуються у виробничих процесах, енергії, яка споживається у виробництві, а
також відповідних факторів людської діяльності;
-комплексний аналіз із метою створити ефективні засоби попередження пожежі
шляхом нейтралізації дії сприяючих їй обставин;
- вивчення засобів і методів локалізації та гасіння пожеж;
запобігання виникненню пожежі;
- пожежну безпеку людей та матеріальних цінностей.
5.3.2 Технічні рішення системи протипожежного захисту
Оскільки лазер є джерелом підвищеної пожежонебезпеки, здійснюють такі
заходи пожежної безпеки на установці: для запобігання загоряння від дії високої
89
напруги всі складові частини установки заземлені згідно [35]; зберігання горючих
матеріалів у приміщеннях, де розміщується установка, дозволяється тільки в
спеціальному ящику; в будівлі передбачено місце для куріння. Палити в приміщенні,
де розміщується установка, не дозволяється; в приміщенні передбачена система
сигналізації на випадок пожежі; в приміщенні передбачено місце для зберігання
пожежного інвентарю;
В якості системи сигналізації використовується фотоелектричний сповіщувач
ДІП-1, який працює на принципі розсіювання частинками
диму теплового випромінювання. ДІП-1 встановлюють по одному сповіщувача на
кожні 70м2при висоті стелі 3,5-6,5 м [35]. Площа приміщення, де розташований
лазерний технологічний комплекс, «становить 31,5 м2.Отже, одного димового
сповіщувача ДІП-1 достатньо для оповіщення персоналу про пожежу.
Відповідно до норм оснащення приміщень ручними вогнегасниками, у даному
приміщенні біля дверей є первинні засоби для гасіння пожежі у вигляді двох
вуглекислотних вогнегасників ОУ-3. Забезпечена можливість швидкого
знеструмлення установки в разі пожежі (здійснюється через рубильник,
розташований поблизу дверей).
У будівлі, де розташовується приміщення, є стаціонарна система
пожежогасіння у вигляді пожежного водопроводу, оснащена пожежними кранами
15К411Р, до яких пристиковані пожежні рукави (напірні лляні).
90
ВИСНОВКИ
У даній бакалаврській роботі було досліджено метод отримання параметрів
азимутів, еліптичностей та фазових зсувів плазми крові людини та підвищено
інформативність обробки отриманих результатів шляхом використання статистичної,
кореляційної та фрактальної обробки.
1) Розглянуто актуальність теми, здійснено огляд технічної літератури з
подальшим описом методів та засобів вимірювання та аналізу поляризаційних
параметрів плазми крові людини.
2) Розроблено структурну схема лазерного поляриметра, описано оптичну
модель плівки плазми крові, подано методику вимірювання поляриметричних і
фазових параметрів лазерного випромінювання з ілюстративними матеріалами,
виконано алгоритм експериментального визначення та аналізу мап і мап
еліптичностей лазерних зображень біологічних об’єктів, здійснено статистичний,
кореляційний та фрактальний аналізи та розроблено програмне обчислення
вищевказаних аналізів.
3) Описано аспекти технічної реалізації лазерного поляриметра, зроблено
огляд базових вузлів та блоків поляризаційного картографування біологічних рідин та
тканин, таких як: джерело випромінювання, коліматор, фазові чверть хвильові
пластинки, оптична поляризатори (аналізатори), поляризаційні мікрооб’єктиви, CCD
камера, - також здійснено оцінку фотометричних, інформаційних та часових
параметрів системи поляризаційного картографування.
4) Проаналізовано результати роботи експериментального вимірювання,
наведено коротку характеристику об’єктів дослідження, досліджено розподіли
азимутів та еліптичностей поляризації лазерних зображень полікристалічних мереж
плазми крові у діагностиці та диференціації виникнення онкологічних змін молочної
залози
91
5) Описано розділ охорони праці з вимогами безпеки під час роботи з
системою лазерного поляриметра, вказано умови зберігання апаратури та
опрацьовано розділ пожежної безпеки.
Результати, котрі були отримані під час виконання бакалаврської дипломної
роботи можуть бути використані для подальшого підвищення інформативності
параметрів з метою вдосконалення перспективних систем лазерної поляриметрії для
оптичної експрес-діагностики біологічних рідин людини, що необхідні для ранньої
діагностики онкологічних захворювань раку молочної залози.
92
СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ
1. Н.І. Заболотна, О.Г.Ігнатенко, К.О.Радченко, А.К.Краснощока // Оптико-
електронні енергетичні технології. 2012 - № 2(12). – С. 112- 119.
2. Заболотна Н.І., Ігнатенко О.Г., Радченко К.О, Краснощока А.К. Аналіз
оптичних і поляризаційно-кореляційних приладів і систем для діагностики фазово-
неоднорідної структури шарів біологічних тканин і рідин. / Н.І. Заболотна,
О.Г.Ігнатенко, К.О.Радченко, А.К.Краснощока // Оптико-електронні енергетичні
технології. 2012 - № 2(12). – С. 112- 119.
3. Заболотна Н.І., Павлов С.В., Вовк М.В., Краснощока А.К. Дослідження
діагностичних можливостей Мюллер-матричної томографії оптично тонких шарів
плазми крові / «Застосування лазера в медицині» - ХХХІХ Міжнародна науково-
практична конференція, 22 – 24.05.2013р.: зб. тез. – Харків: Вид-во ХНУ ім. В.Н.
Каразіна.
4. Заболотна Н.І., Краснощока А.К. Експериментальний метод орієнтаційної
томографії полікристалічних мереж оптично тонких шарів біологічних тканин/ Н.І.
Заболотна, А.К.Краснощока // «Фотоніка ОДС 2012» - VI Міжнародної конференції з
оптоелектронних інформаційних технологій, 1-4.10.2012р.: зб.тез. – Вінниця: Вид-во
ПП «ТД Едельвейс і К», 2012. – 120с.
5. Абрамович Г.В., Краснощока А.К. Laser eye surgery/ Г.В. Абрамович, А.К.
Краснощока// Матеріали VI щорічної міжвузівської конференції викладачів і
студентів «Мовою плекаємо культуру», 4.04 2012 р.: зб.тез. – Вінниця, ВНАУ, 42с.
6. Автандилов Г.Г., Перов Ю.Л., Григорьева С.Г., Зайратьянц О.В.
Патогистологическая диагностика преопухолевых процессов и опухолей молочной
железы // Арх. Патологии. – 2001 – №2 – С. 26-30.
7. Тарутинов В.И. Молочная железа: рак и предраковые заболевания. – К:
Полиграфист.- 2006.- 415с.
8. Polarization structure of bilogical tissues speckle-images/ [Angelsky
93
O.V., Yermolenko S.B., Prydij A.G., Ushenko A.G., UshenkoYu.A.].// Proc.
SPIE.-2006.-Vol. 6341.- 634107-1.
9. Ткаченко Б.И. Физиология кровообращения / Б.И. Ткаченко // – Л.: Наука
– 1984. – C. 652.
10. Баркаган З.С. Диагностика и контролируемая терапия нарушений
гемостаза / З.С. Баркаган, А.П. Момот// – М. :Ньюдиамед–АО – 2001. – C. 296.
11. Федер Е. Фракталы / Е. Федер // – М.:Мир. – 1991. – C.260.
12. Dacie J.V. Investigation of haemostasis. Prothrombin time / J.V. Dacie, S.M.
Lewis // Practical Haematology – 1995. P. 307 – 308.
13. Бабко А.К. Физико-химические методы анализа/ Бабко А.К. , Пилипенко
А.Т., П’ятницький И.В., Рябушко О.П.// -К: Вища школа, 1968. – С.136 – 142.
14. Яхно Т.А. О существовании регулярных структур в жидкой сыворотке
(плазме) крови человека и фазовых переходах в процессе ее высыхания / Т.А. Яхно,
О.А. Седова, А.Г. Санин, А.С.Пелюшенко//Журнал технической физики – 2003. –
Т.73, Вып. 4. – С.23 – 27.
15. Бабко А.К. Физико-химические методы анализа/ Бабко А.К. , Пилипенко
А.Т., П’ятницький И.В., Рябушко О.П.// -К: Вища школа, 1968. – С.136 – 142.
16. Dubolazov A. Polarization phase reconstruction of biological tissue
architectonics: Part 2. Study of polarizing intercorrelative function of coherent images of
phase-inhomogeneous layer anisotropy / A. O. Angelskaya, A. G. Ushenko, Yu. A.
Ushenko, A. Dubolazov, V. Istratiy, Yu. Ya. Tomka // Proc. SPIE. – 2007. – Vol. 6635. – P.
66350LP.
17. Azzam R.M.A. Mueller-matrix ellipsometry: review // Proceedings of SPIE.,
1997. Vol. 3121. – P. 396–405
18. Тужанський С.Є. Системи лазерної відео поляриметрії для
автоматизованого контролю параметрів неоднорідних біотканин// Автореферат дис..
к.т.н., Він. 2009 – 19 с.
19. С. Н. Савенков Оптимизация измерения матрицы Мюллера с
94
использованием обобщенного последовательно-временного подхода / С. Н. Савенков,
А. С. Климов, Е. А. Оберемок, С. А. Осовский // Вестник Днепропетровского
университета, серия «Физика. Радиоэлектроника». 2008, №2/1.
20. Поляризаційна корелометрія біологічних тканин
людини:[монографія]/О.Г. Ушенко, В.П. Пішак, О.П. Пересунько, Ю.О. Ушенко. –
Чернівці: Рута, 2007. – 696 с.
21. Ushenko Alexander G. Laser Polarimetry of Biological Tissue: Principles and
Applications / Alexander G. Ushenko and Vasilii P. Pishak // Handbook of Coherent-
Domain Optical Methods: Biomedical Diagnostics, Environmental and Material Science. –
2004. – Vol. 1. – P. 93-138.
22. Ushenko A.G. Stokes-correlometry of biotissues// Laser Physics. – 2000. - Vol.
10(5).- P.1286-1292.
23. Angelsky O.V. Statistical, Correlation and Topological Approaches in
Diagnostics of the Structure and Physiological State of Birefringent Biological Tissues /
O.V. Angelsky, A.G. Ushenko, Yu.A. Ushenko [et. al] // Handbook of Photonics for
Biomedical Science, Valery V. Tuchin, Ed. USA: CRC Press. – 2010. – P. 21-67.
24. http://reactnet.sourceforge.net.
25. Dubolazov A.V. Mueller – matrices tomography of two – layer biological
crystals networks/ A.V. Dubolazov, I.Z. Misevitch, V.P. Ungurian// Ninth Conference on
Correlation Optics. – Proc. SPIE. – 2009. – Vol.7388. – P.73881G.
26. Prydij A.G. Polarimetry of multi-layer biological tissue/ Prydij A.G.,
Vladychenko K.// Proc. SPIE.-2007.
27. Statistical and Fractal Approaches in Laser Polarimetry Diagnostics of the
Cancer Prostate Tissues/[ Prydij A.G., Guminetsky S.G., Gruia I., Toma O., Vladychenko
K.].// Proc. SPIE.-2007.
28. Burkovets D. N. On the fractal model of a rough surface/ Burkovets D. N.,
Prydij A. G.// Proc.SPIE.-2006.- Vol. 6254 –P. 232-236.
95
29. Ushenko Yu. A. Mueller-matrixestomographyofbiotissue/Ushenko Yu. A.,
Sorotchan G. V., Pridij A. G.// Proc. SPIE .-2005.- Vol. 5972.
30. Ушенко О. Г. Автокореляційна структура поляризаційних образів
біотканин / О. Г. Ушенко, Д. М. Бурковець, О. І. Олар // Науковий вісник
Чернівецького університету:Фізика. Електроніка. – 2002. – Вип. 151. –С. 13-18.
31. UshenkoA. G. Laserpolarization selection oftwo-dimension albirefringen
ceimages/ A. G. Ushenko, Yu. Y. Tomka// Proc. SPIE. – 2005. – Vol. 5972. – P. 59720S.
32. Angelsky O. V. Polarization correlometry of biological tissue speckle-images
and diagnostics of there physiological state. I. Polarization cartography of biological tissues
coherent images / O. V. Angelsky, A. G. Ushenko, Yu. A. Ushenko, Ye. G. Ushenko, Yu.
Ya.Tomka // Asian J. Phys. – 2006. – Vol. 15, No. 1. – P. 29-39.
33. Тужанський С. Системи лазерної відеополяриметрії для
автоматизованого контролю параметрів неоднорідних біотканин : монографія / С. Є.
Тужанський, Г. Л. Лисенко ; Вінниц. нац. техн. ун-т. - Вінниця : ВНТУ, 2011. - 155 с.
34. . ГОСТ 12.0.003-74. ССБТ. Опасные и вредные производственные
факторы. Классификация.
35. ПДК 4617-88. Общесоюзные санитарно-гигиенические и санітарно
противоэпидемические правила и нормы ''Предельно допустимые концентрации
(ПДК) вредных веществ в воздухе рабочей зоны''.
36. ДСН 3.3.6.039 99. Державні санітарні норми виробничої та загальної
вібрацій.
37. ДСН 3.3.6.042-99. Санітарні норми мікроклімату виробничих приміщень.
38. ДБН В.2.5-28-2006. Природне і штучне освітлення.
96
Додаток А
Схема оптична структурна стоксполяриметра
97
Додаток Б
Блок-схема визначення мап азимутів і мап еліптичностей і мап фазових зсувів
лазерних зображень біообєктів на основі вектора Стокса
Початок
1
Θ=0°, m=100, n=100
2
Вимірюють I0 (m×n)
3
Θ=90°
4
Вимірюють I90°(m×n)
5
S1 (m×n)=I0(m×n)+ I90°(m×n)
6
S2 (m×n)=I0(m×n) - I90°(m×n)
7
Θ=45°
8
α0 =45°
9Встановлення фазової пластинки /
4, γ2 =45°
10
Θ=-45°
11
12
13
δ(i,j)=arcos Iδ(i,j)
δ i=1,m
j=1,n
1
15
Θ=135°
16
Вимірюють I135°(m×n)
17
S3(m×n)=I45°(m×n)-I135°(m×n)
18Встановлюють пластинку
/4, γ=0°, Θ=45°
19
Вимірюють I⊗(m×n)
1
20
Θ=135°
21
Вимірюють I⊕(m×n)
22
S4 (m×n)=I⊗(m×n)- I⊕(m×n)
14
Вимірюють I45°(m×n)
23
24
Кінець
25
27
α(i,j)=0,5arctg S3(i,j)/ S2(i,j)
β(i,j)=0,5arctg S4(i,j)26
Виведення мап
α (m,n) β(m,n)
i=1,m
j=1,n
98
Додаток В
Програма обчислення статистичної, кореляційної та фрактальної структури мап
азимутів поляризації мікроскопічних лазерних зображень плівок плазми крові
%Зчитування зображень для подальшого розрахунку мапи азимутів%%%%
clear all;
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
en='.bmp';
file = 'c:\11111\' %зчитування із вказаної папки
zona = ''
[Z00,mapZ00]=imread([file, zona, '0-0', en]);% назви файлів(зображень)
[Z045,mapZ045]=imread([file, zona, '0-45', en]);
[Z090,mapZ090]=imread([file, zona, '0-90', en]);
[Z0135,mapZ0135]=imread([file, zona, '0-135', en]);
[Z0180,mapZ0180]=imread([file, zona, '0-180', en]);
[Z0225,mapZ0225]=imread([file, zona, '0-225', en]);
%конверутвання отриманої інформації (матриці) в double class
Z00=double(Z00);
Z090=double(Z090);
Z045=double(Z045);
Z0135=double(Z0135);
Z0180=double(Z0180);
Z0225=double(Z0225);
%конвертація отриманої інформації у відтінки сірого
99
Z00=ind2gray(Z00,mapZ00);
Z090=ind2gray(Z090,mapZ090);
Z045=ind2gray(Z045,mapZ045);
Z0135=ind2gray(Z0135,mapZ0135);
Z0180=ind2gray(Z0180,mapZ0180);
Z0225=ind2gray(Z0225,mapZ0225);
% Розрахунок параметрів Стокса S1-S4 (на вході 0);
S10=Z00+Z090;
S20=Z00-Z090;
S30=Z045-Z0135;
S40=Z0180-Z0225;
%нормування
S10=S10./max(max(abs(S10)));S20=S20./max(max(abs(S20)));S30=S30./max(max(a
bs(S30)));S40=S40./max(max(abs(S40)));
%розрахунок мапи азимутів
Alfa=0.5*atan(S30./S20);
[dim1,dim2] = size(Alfa);
Hist = reshape ( Alfa, 1, [] );
%%%%Розрахунок автокореляційної функції зразка
r1=Alfa((dim1/2),:)
[acs,lags] = xcorr(r1,'coeff');
100
[ldim1,ldim2]=size(lags);
[adim1,adim2]=size(acs);
%%%%Розрахунок автокореляційної функції одиничної матриці
M10=ones (480, 640);
[odim1,odim2] = size(M10);
M0=M10((odim1/2),:)
[acs1,lags1] = xcorr(M0,'coeff');
[lodim1,lodim2]=size(lags1);
[aodim1,aodim2]=size(acs1);
%%%%Розрахунок нормованої автокореляційної функції
AKFn=acs./acs1;
%%%%Межі АКФ
if min(min(AKFn))<0;
AKFn=AKFn+abs(min(min(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
if min(min(AKFn))>0;
AKFn=AKFn-abs(min(min(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
101
if max(max(AKFn))<1;
AKFn=AKFn+abs(max(max(AKFn)));
% AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
if max(max(AKFn))>1;
AKFn=AKFn-abs(max(max(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
%%%%Розрахунок спектру потужності
PSD=pwelch(AKFn);
a=350;
lagsnn=lags(1+a:1279-a);
AKFnn=AKFn(1+a:1279-a);
if min(min(AKFnn))>0;
AKFnn=AKFnn-abs(min(min(AKFnn)));
%AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
end
102
if min(min(AKFnn))<0;
AKFnn=AKFnn+abs(min(min(AKFnn)));
%AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
end
AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
%%%%Вивід результатів на екран
% Мапа азимутів
figure (1)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
imshow (Alfa, []); title (['IMAGE']);
%Гістограма
figure (2)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
hist (Hist, 500),ylim ([0 10000]), xlim ([0 1]), colormap (gray); title (['Hist']); ylabel
('N');
%Автокореляційна функція
figure (3)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
plot(lagsnn, AKFnn); %xlim ([-650 650])
%Спектр потужності
figure (4)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
loglog (PSD); grid on; xlabel('Lg(1/d)'); title('PSD');
103
Програма обчислення статистичної, кореляційної та фрактальної структури мап
еліптичності поляризації мікроскопічних лазерних зображень плівок плазми крові
%Зчитування зображень для подальшого розрахунку мапи
еліптичностей%%%%
clear all;
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
en='.bmp';
file = 'c:\11111\' %зчитування із вказаної папки
zona = ''
[Z00,mapZ00]=imread([file, zona, '0-0', en]);% назви файлів(зображень)
[Z045,mapZ045]=imread([file, zona, '0-45', en]);
[Z090,mapZ090]=imread([file, zona, '0-90', en]);
[Z0135,mapZ0135]=imread([file, zona, '0-135', en]);
[Z0180,mapZ0180]=imread([file, zona, '0-180', en]);
[Z0225,mapZ0225]=imread([file, zona, '0-225', en]);
%конверутвання отриманої інформації (матриці) в double class
Z00=double(Z00);
Z090=double(Z090);
Z045=double(Z045);
Z0135=double(Z0135);
Z0180=double(Z0180);
Z0225=double(Z0225);
%конвертація отриманої інформації у відтінки сірого
104
Z00=ind2gray(Z00,mapZ00);
Z090=ind2gray(Z090,mapZ090);
Z045=ind2gray(Z045,mapZ045);
Z0135=ind2gray(Z0135,mapZ0135);
Z0180=ind2gray(Z0180,mapZ0180);
Z0225=ind2gray(Z0225,mapZ0225);
% Розрахунок параметрів Стокса S1-S4 (на вході 0);
S10=Z00+Z090;
S20=Z00-Z090;
S30=Z045-Z0135;
S40=Z0180-Z0225;
%нормування
S10=S10./max(max(abs(S10)));S20=S20./max(max(abs(S20)));S30=S30./max(max(a
bs(S30)));S40=S40./max(max(abs(S40)));
%розрахунок мапи еліптичностей
Beta=0.5*asin(S40./S10);
[dim1,dim2] = size(Beta);
Hist = reshape ( Beta, 1, [] );
%%%%Розрахунок автокореляційної функції зразка
r1=Beta((dim1/2),:)
[acs,lags] = xcorr(r1,'coeff');
105
[ldim1,ldim2]=size(lags);
[adim1,adim2]=size(acs);
%%%%Розрахунок автокореляційної функції одиничної матриці
M10=ones (480, 640);
[odim1,odim2] = size(M10);
M0=M10((odim1/2),:)
[acs1,lags1] = xcorr(M0,'coeff');
[lodim1,lodim2]=size(lags1);
[aodim1,aodim2]=size(acs1);
%%%%Розрахунок нормованої автокореляційної функції
AKFn=acs./acs1;
%%%%Межі АКФ
if min(min(AKFn))<0;
AKFn=AKFn+abs(min(min(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
if min(min(AKFn))>0;
AKFn=AKFn-abs(min(min(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
106
if max(max(AKFn))<1;
AKFn=AKFn+abs(max(max(AKFn)));
% AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
if max(max(AKFn))>1;
AKFn=AKFn-abs(max(max(AKFn)));
%AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
end
AKFn=AKFn./max(max(AKFn));
%%%%Розрахунок спектру потужності
PSD=pwelch(AKFn);
a=350;
lagsnn=lags(1+a:1279-a);
AKFnn=AKFn(1+a:1279-a);
if min(min(AKFnn))>0;
AKFnn=AKFnn-abs(min(min(AKFnn)));
%AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
end
if min(min(AKFnn))<0;
107
AKFnn=AKFnn+abs(min(min(AKFnn)));
%AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
end
AKFnn=AKFnn./max(max(AKFnn));
%%%%Вивід результатів на екран
% Мапа азимутів
figure (1)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
imshow (Beta, []); title (['IMAGE']);
%Гістограма
figure (2)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
hist (Hist, 500),ylim ([0 10000]), xlim ([0 1]), colormap (gray); title (['Hist']); ylabel
('N');
%Автокореляційна функція
figure (3)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
plot(lagsnn, AKFnn); %xlim ([-650 650])
%Спектр потужності
figure (4)
set(0,'DefaultAxesFontSize',14,'DefaultAxesFontName','Arial Cyr');
loglog (PSD); grid on; xlabel('Lg(1/d)'); title('PSD');
108
![INSTRUCTIONS BUKU PETUNJUKdl.owneriq.net/b/badad226-c1c7-a5a4-0d57-529f7f2de886.pdf · ENGLISH GET0022-001A [UN] RADIO KASET KS-FX7 BAHASA INDONESIA INSTRUCTIONS BUKU PETUNJUK CASSETTE](https://img.dokumen.tips/doc/110x75/607ad4f3a601ec7ea1674264/instructions-buku-english-get0022-001a-un-radio-kaset-ks-fx7-bahasa-indonesia.jpg)