RU2669732C1 - Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии - Google Patents
Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии Download PDFInfo
- Publication number
- RU2669732C1 RU2669732C1 RU2017143495A RU2017143495A RU2669732C1 RU 2669732 C1 RU2669732 C1 RU 2669732C1 RU 2017143495 A RU2017143495 A RU 2017143495A RU 2017143495 A RU2017143495 A RU 2017143495A RU 2669732 C1 RU2669732 C1 RU 2669732C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- structural image
- pixel
- biological tissue
- control
- longitudinal
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 43
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 title claims abstract description 19
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims abstract description 42
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims abstract description 40
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims abstract description 26
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims abstract description 17
- 239000013598 vector Substances 0.000 claims abstract description 13
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 7
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 7
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 6
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 32
- 238000011835 investigation Methods 0.000 claims description 5
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 abstract description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 67
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 9
- 208000037260 Atherosclerotic Plaque Diseases 0.000 description 6
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 6
- 238000002091 elastography Methods 0.000 description 6
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 5
- 206010044565 Tremor Diseases 0.000 description 4
- 230000004118 muscle contraction Effects 0.000 description 4
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 3
- 208000015122 neurodegenerative disease Diseases 0.000 description 3
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 3
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 238000005305 interferometry Methods 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 238000010219 correlation analysis Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 1
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 1
- 238000002187 spin decoupling employing ultra-broadband-inversion sequences generated via simulated annealing Methods 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T7/00—Image analysis
- G06T7/20—Analysis of motion
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Изобретение относится к области измерений для диагностических целей, в частности к способам оценки состояния сердечно-сосудистой системы, и может быть использовано для определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии. Определяют в качестве деформирующего воздействия на исследуемую биологическую ткань или ее часть пульсовую волну. Получают первое структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, причем получают для момента времени, соответствующего диастоле. Получают второе структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, причем получают для момента времени, соответствующего систоле. Сравнивают первое структурное изображение со вторым структурным изображением для определения модуля продольной упругости. При этом площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие, считают равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении второго структурного изображения, которая в свою очередь является равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении первого структурного изображения. Нормальную составляющую деформирующей силы, с которой пульсовая волна воздействует на исследуемые биологические ткани или их часть, вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления. Последовательно выделяют контрольные пиксели на первом структурном изображении и на втором структурном изображении. Группируют контрольные пиксели в пары контрольных пикселей, таким образом, чтобы каждый контрольный пиксель со второго структурного изображения с наибольшей вероятностью соответствовал некоторому контрольному пикселю с первого структурного изображения, причем один контрольный пиксель мог одновременно состоять только в одной паре контрольных пикселей. Независимо определяют величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей, причем определяемые величины смещений пикселей являются векторными. Векторные величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей независимо раскладывают по координатным осям. Продольные смещения пикселей для каждой пары контрольных пикселей считают равными проекциям векторов смещения пикселей на ось ординат. Продольные размеры деформируемой области вычисляют посредством объединения продольных смещений пикселей для всех пар контрольных пикселей. Изобретение обеспечивает повышение точности определения модуля продольной упругости для стенки кровеносного сосуда посредством использования в качестве деформирующего воздействия пульсовой волны. 1 ил.
Description
Предлагаемое изобретение относится к области измерений для диагностических целей, в частности к способам оценки состояния сердечно-сосудистой системы посредством анализа структурных изображений стенок кровеносных сосудов, получаемых с помощью эндоскопической оптической когерентной томографии, и может быть использовано в медицине и ветеринарии для определения механических свойств стенок кровеносных сосудов, а также измерения частоты сердечных сокращений.
Механические свойства биологической ткани являются важным параметром, позволяющим определить структурные и функциональные изменения в ней. Методы количественной оценки и визуализации механических свойств исследуемого биологического объекта или его отдельной части обобщенно называются термином «эластография». Среди многочисленных параметров, характеризующих механические свойства биологической ткани (модуль Юнга, модуль сдвига, коэффициент Пуассона, время релаксации деформированного состояния, упругий гистерезис и т.п.) применительно к диагностике сердечно-сосудистой системы наибольший интерес представляет модуль продольной упругости (модуль Юнга, модуль упругости 1-го рода). Эта физическая величина, характеризует способность объекта сопротивляться растяжению и сжатию, которые для кровеносных сосудов являются последовательно сменяющимися упругими деформированными состояниями.
По патенту US 9687145 В2, А61В 3/16, А61В 3/00, А61В 3/10, А61В 5/00, опубл. 27.06.2017 г.известны способы оптической когерентной эластографии (способ измерения жесткости биологических тканей и способ количественного определения биомеханических свойств биологических тканей) для оценки биомеханики и прогрессирования дегенеративных заболеваний глазных и других биологических тканей. Способ измерения жесткости биологических тканей включает в себя: индуцирование (вызывание) упругих волн в исследуемой биологической ткани, детектирование посредством низкокогрентной интерферометрии или оптической когерентной томографии набора характеристик распространения упругих волн в исследуемой биологической ткани в разных пространственных позициях, причем этот набор включает в себя скорость упругой волны, амплитуду смещения упругой волны и/или профиль ее смещения для этих пространственных позиций, определение упругости исследуемой биологической ткани с использованием дисперсии измеренной скорости упругой волны для оценки ее затухания, дифференцирования участков исследуемой биологической ткани по величине измеренной скорости упругой волны, нормирование измеренных амплитуд смещения упругой волны для исследуемой биологической ткани для дифференциации участков исследуемой биологической ткани по величине этой характеристики, в частности на участки, имеющие более быстрое и более медленное затухание упругой волны, классификацию участков исследуемой биологической ткани с более быстрым затуханием упругой волны, как биологических структур с повышенной вязкостью и пониженной жесткостью, и участков исследуемой биологической ткани с более медленным затуханием упругой волны, как биологических структур имеющих пониженную вязкость и повышенную жесткость. Известны варианты способа измерения жесткости биологических тканей в которых: исследуемые биологические ткани представляют собой глазные ткани или любые другие мягкие или твердые (костные) биологические ткани; индуцирование упругих волн в исследуемой биологической ткани осуществляется посредством воздействия на эту ткань прерывистым потоком воздуха; определение упругости исследуемой биологической ткани заключается в вычислении модуля Юнга; нормирование измеренных амплитуд смещения упругой волны для исследуемой биологической ткани осуществляется посредством деления измеренных амплитуд смещения упругой волны для разных пространственных позиций на измеренную амплитуду смещения упругой волны в момент возбуждения (деформирующего воздействия). Техническим результатом способа измерения жесткости биологических тканей является классификация участков исследуемой биологической ткани на биологические структуры с повышенной вязкостью и пониженной жесткостью и на биологические структуры, имеющие пониженную вязкость и повышенную жесткость. Способ количественного определения биомеханических свойств биологических тканей включает в себя: создание внешней или внутренней деформирующей силы для формирования локальной деформации в исследуемой биологической ткани, измерение профиля вызванного локальной деформацией вынужденного смещения в исследуемой биологической ткани с помощью оптического когерентного томографа или другого устройства низкокогерентной интерферометрии, количественное определение биомеханических свойств исследуемой биологической ткани посредством анализа измеренного профиля вынужденного смещения. Известны варианты способа количественного определения биомеханических свойств биологических тканей в которых: количественно определяются амплитуда смещения для одной или более точек, частота свободных колебаний, модуль Юнга и сдвиговая вязкость исследуемой биологической ткани; для создание внешней или внутренней деформирующей силы используются любые вынужденные деформирующие воздействия, такие как ультразвуковые импульсы, лазерные импульсы, прерывистые потоки воздуха. Техническим результатом способа количественного определения биомеханических свойств биологических тканей является высокоточное нахождение параметров, характеризующих прогрессирование дегенеративных заболеваний в глазных и других биологических тканях.
Недостатком способов оптической когерентной эластографии для оценки биомеханики и прогрессирования дегенеративных заболеваний глазных и других биологических тканей являются вынужденных характер деформирующих воздействий, снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, сокращения мышц, тремор и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.
По патенту WO 2015168400 Al, А61В 5/00, А61В 3/10, А61В 8/08, опубл. 05.11.2015 г.известны система и способ измерения биомеханических свойств по структурным изображениям в оптической когерентной томографии. Способ измерения биомеханических свойств по структурным изображениям в оптической когерентной томографии включает в себя: индуцирование сдвиговой волны в исследуемой биологической ткани или ее части, получение структурных изображений посредством оптической когерентной томографии, формирование доплеровского изображения в оптической когерентной томографии, определение мгновенной частоты сдвиговой волны в исследуемой биологической ткани или ее части посредством дискретного преобразования Фурье для каждой из множества точек доплеровского изображения, вычислений значений биомеханических характеристик на основе значений мгновенной частоты сдвиговой волны в исследуемой биологической ткани или ее части для каждой из множества точек доплеровского изображения. Известны варианты способа измерения биомеханических свойств по структурным изображениям в оптической когерентной томографии в которых: для индуцирования сдвиговой волны в исследуемой биологической ткани или ее части используется один или несколько источников сдвиговой волны; при определении мгновенной частоты сдвиговой волны в исследуемой биологической ткани или ее части посредством дискретного преобразования Фурье для каждой из множества точек доплеровского изображения используются известные значения частоты сдвиговой волны индуцируемой источником или источниками сдвиговой волны. Техническим результатом предложенного способа является формирование высокоточных эластограмм на основе измеренных по структурным изображениям в оптической когерентной томографии биомеханических свойств исследуемой биологической ткани или ее части.
Недостатком способа измерения биомеханических свойств по структурным изображениям в оптической когерентной томографии является вынужденных характер деформирующего воздействия (сдвиговой волны), снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, сокращения мышц, тремор и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.
По патенту US 20140187904 Al, МПК А61В 5/00, опубл. 03.07.2014 г. известны система и способ для определения наличия атеросклеротических бляшек в артериях. Способ определения атеросклеротических бляшек в артериях включает в себя: генерирование сдвиговой волны в ткани стенки артерии посредством акустического импульса, измерение характеристик распространения сдвиговой волны посредством устройства оптической когерентной эластографии, определение по меньшей мере одного механического свойства исследуемой ткани стенки артерии на основе измеренных характеристик распространения сдвиговой волны, сравнение определенного по меньшей мере одного механического свойства исследуемой ткани стенки артерии с набором справочной информации для определения наличия атеросклеротической бляшки в артерии. Известны варианты способа определения атеросклеротических бляшек в артериях, в которых: акустический импульс генерируют посредством ультразвукового преобразователя; акустический импульс обладает радиационной силой; устройство оптической когерентной эластографии содержит в себе источник акустических импульсов с радиационной силой; устройство оптической когерентной эластографии содержит в себе перестраиваемый лазер; по меньшей мере одного механическое свойство исследуемой ткани стенки артерии представляет собой модуль Юнга или модуль сдвига. Техническим результатом предложенного способа является выявление и высокоточная (покомпонентная) оценка состава атеросклеротической бляшки.
Недостатком способа определения атеросклеротических бляшек в артериях является вынужденных характер деформирующего воздействия (сдвиговой волны), снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, сокращения мышц, тремор и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.
Ближайшим аналогом (прототипом) разработанного способа является способ измерения биомеханических свойств глаза (патент US 7935058 В2, МПК А61В 3/107, А61В 3/10, опубл. 03.05.2011 г.), включающий в себя: получение первого структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством устройства для медицинской визуализации, оказание деформирующего воздействия на исследуемую биологическую ткань или ее часть, получение второго структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством устройства для медицинской визуализации, причем второе структурное изображение получают для деформированного состояния исследуемой биологической ткани или ее части, сравнение первого структурного изображения со вторым структурным изображением для определения по меньшей мере одного биомеханического (вязкоупругого) параметра, визуализацию найденного по меньшей мере одного биомеханического параметра посредством пользовательского интерфейса, причем для сравнения первого структурного изображения со вторым структурным изображением определяют по меньшей мере одно пиксельное окно (область прямоугольной формы) на первом структурном изображении, определяют множество пиксельных окон на втором структурном изображении, выполняют корреляционный анализ, используя значение цвета для по меньшей мере одного пикселя из по меньшей мере одного пиксельного окна первого структурного изображения при сравнении с пикселями множества пиксельных окон на втором структурном изображении, определяют величины смещений пикселей множества пиксельных окон на втором структурном изображении относительно по меньшей мере одного пикселя из по меньшей мере одного пиксельного окна первого структурного изображения, на основе определенных величин смещений пикселей вычисляют по меньшей мере один из биомеханических параметров (кривую зависимости деформации от напряжения, модуль продольной упругости, время релаксации деформированного состояния, упругий гистерезис, коэффициент упругости) исследуемой биологической ткани или ее части. Известны варианты способа измерения биомеханических свойств глаза, в которых: используемое для получения первого и второго структурных изображений устройство для медицинской визуализации является оптическим когерентным томографом; для оказания деформирующего воздействия на исследуемую биологическую ткань или ее часть используется механическое аппликационное устройство или всасывание потока воздуха или акустическое воздействие. Техническим результатом способа измерения биомеханических свойств глаза является определение по меньшей мере одного биомеханического свойства исследуемой биологической ткани или ее части.
Недостатком способа измерения биомеханических свойств глаза является вынужденных характер деформирующего воздействия, снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций, имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, сокращения мышц, тремор и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.
Технической задачей способа является повышение точности определения модуля продольной упругости для стенки кровеносного сосуда посредством использования в качестве деформирующего воздействия пульсовой волны, что позволяет точнее определить связь между смещениями в структурах исследуемой биологической ткани или ее части и оказанным на нее деформирующим воздействием, т.к. существенно искажающей результаты расчетов суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций, вызванных пульсовой волной при таком подходе нет.
Поставленная техническая задача достигается тем, что способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии, также как и способ, который является ближайшим аналогом, включает в себя получение первого структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, оказание деформирующего воздействия на исследуемую биологическую ткань или ее часть, получение второго структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, причем второе структурное изображение получают для деформированного состояния исследуемой биологической ткани или ее части, сравнение первого структурного изображения со вторым структурным изображением для определения модуля продольной упругости, визуализацию найденного модуля продольной упругости посредством пользовательского интерфейса, причем для сравнения первого структурного изображения со вторым структурным изображением определяют величины смещений пикселей, на основе определенных величин смещений пикселей вычисляют модуль продольной упругости.
Новым в разработанном способе определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии является то, что деформирующим воздействием на исследуемую биологическую ткани или ее часть служит пульсовая волна, первое структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части получают для момента времени соответствующего диастоле, второе структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части получают для момента времени соответствующего систоле, площадь поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие считают равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении второго структурного изображения, которая в свою очередь является равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении первого структурного изображения, нормальную составляющую деформирующей силы с которой пульсовая волна воздействует на исследуемые биологические ткани или их часть вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления, последовательно выделяют контрольные пиксели на первом структурном изображении и на втором структурном изображении, группируют контрольные пиксели в пары контрольных пикселей, таким образом, чтобы каждый контрольный пиксель со второго структурного изображения с наибольшей вероятностью соответствовал некоторому контрольному пикселю с первого структурного изображения, причем один контрольный пиксель мог одновременно состоять только в одной паре контрольных пикселей, независимо определяют величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей, причем определяемые величины смещений пикселей являются векторными, векторные величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей независимо раскладывают по координатным осям, продольные смещения пикселей для каждой пары контрольных пикселей считают равными проекциям векторов смещения пикселей на ось ординат, продольные размеры деформируемой области вычисляют посредством объединения продольных смещений пикселей для всех пар контрольных пикселей.
На фиг. 1 в виде блок-схемы проиллюстрирована последовательность действий при определении модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии в соответствии с формулой изобретения. Рассмотрим сущность предложенного способа (фиг. 1) на конкретном примере.
С помощью инвазивного датчика кровяного давления измеряют диастолическое давление в заданном участке исследуемого кровеносного сосуда. Посредством устройства для эндоскопической оптической когерентной томографии с зондом прямого обзора (например, на основе пьезоволоконного сканирования) получают первое структурное изображение, т.е. изображение стенки заданного участка исследуемого кровеносного сосуда для момента времени, соответствующего диастоле. Далее с помощью тех же самых устройств для того же самого участка исследуемого кровеносного сосуда измеряют систолическое давление и получают второе структурное изображение (соответствующее систоле).
Затем, производят последовательное вычисление четырех параметров (S - площадь поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие, F - нормальная составляющая деформирующей силы, - продольные смещения структур исследуемой биологической ткани и - продольные размеры деформируемой области), необходимых для нахождения модуля продольной упругости Е.
Поскольку в качестве деформирующего воздействия используется пульсовая волна, площадь ее воздействия равна всей площади сердечно-сосудистой системы. Но, так как способ направлен на нахождение модуля продольной упругости для заданного небольшого участка сердечно-сосудистой системы, оптическое строение которого запечатлено (в недеформированном и деформированном виде) на структурных изображениях в эндоскопической оптической когерентной томографии, то площадь деформирующего воздействия S целесообразно считать равной площади сканирования при получении при получении структурного изображения с деформациями (т.е. второго структурного изображения, изображения в момент систолы), которая в свою очередь равна площади сканирования эндоскопического оптического когерентного томографа при получении структурного изображения без деформаций (первое структурное изображение).
Так как в предложенном способе в качестве деформирующего воздействия на стенку исследуемого кровеносного сосуда используется воздействие пульсовой волны, деформирующая сила может быть оценена через кровяное давление. Систолическое и диастолическое давление в заданном участке исследуемого кровеносного сосуда соответственно представляют собой физические величины, равные силам с которыми кровь действует на единицу площади стенки этого кровеносного сосуда перпендикулярно ей в моменты систолы и диастолы. Таким образом, нормальная составляющая деформирующей силы F может быть приближенно оценена, как произведение площади деформирующего воздействия S и разности между систолическим давлением Рсист и диастолическим давлением Рдиаст
F=S⋅(Рсист - Рдиаст)
Следует отметить, что стенки кровеносных сосудов в процессе жизнедеятельности человека постоянно находятся в деформированном состоянии, т.е. в момент диастолы стенки кровеносного сосуда находятся под деформирующим воздействием (т.к. диастолическое давление не равно нулю), также как и в момент систолы (когда эти стенки находится в состоянии более сильной деформации). Для учета физиологических аспектов связанных с жизнедеятельностью человека и простоты расчетов по тексту заявки считается, что в момент систолы стенка кровеносного сосуда находится в деформированном состоянии по отношению к своему недеформированному состоянию в момент диастолы.
Для определения двух оставшихся параметров ( и ) необходимо знать величины смещений, возникающих в заданном участке стенки исследуемого кровеносного сосуда. Вышеупомянутое равенство площадей сканирования при получении первого структурного изображения и второго структурного изображения существенно упрощает действия по оценке величины смещений, возникающих в заданном участке стенки исследуемого кровеносного сосуда. Для нахождения этих смещений на первом структурном изображении и на втором структурном изображении последовательно выделяют контрольные пиксели, т.е. пиксели по которым смещения будет легче всего определить. Такие пиксели чаще всего располагаются на границах контрастных структур и могут быть найдены посредством целой группы известных алгоритмов машинного зрения. Примерами таких алгоритмов могут служить алгоритм Харриса (Harris и Stephens, 1988 г.) алгоритм сегментации круговых окрестностей (алгоритм SUSAN, Smith и Brady, 1997 г.), алгоритм ускоренных испытаний сегмента (алгоритм FAST, Rosten и Drummond, 2005 г.) и т.п. Далее контрольные пиксели группируют в пары, таким образом, чтобы каждый контрольный пиксель с изображения деформированной стенки кровеносного сосуда (второе структурное изображение) с наибольшей вероятностью соответствовал некоторому контрольному пикселю с изображения недеформированной стенки кровеносного сосуда (первое структурное изображение), причем один контрольный пиксель может одновременно состоять только в одной паре контрольных пикселей. Алгоритмы сопоставление контрольных точек также широко известны. Примерами могут служить: алгоритм ускоренного поиска устойчивых соответствий (алгоритм SURF, Bay, Tuytelaars и Van Gool, 2006 г.), алгоритм быстрого зрительного сопоставления ключевых точек (алгоритм FREAK, Alahi, Ortiz и Vandergheynst, 2012 г.), алгоритм бинарных устойчивых инвариантных масштабируемых ключевых точек (BRISK, Leutenegger, 2011 г.) и т.п. После попарного сопоставления контрольных точек независимо определяются векторные величины смещений контрольных пикселей второго структурного изображения (деформированная стенка кровеносного сосуда) относительно контрольных пикселей первого структурного изображения (недеформированная стенка кровеносного сосуда). Поскольку предложенный способ направлен на определение модуля продольной упругости вычисляются продольные смещения пикселей для каждой пары контрольных пикселей. Для этого векторные величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей независимо раскладывают по координатным осям и продольные смещения пикселей для каждой пары контрольных пикселей приравнивают проекциям векторов смещения пикселей на ось ординат.
Четвертый параметр () также определяется на основе продольных смещений пикселей. Продольные размеры деформируемой области представляют собой ту часть недеформированного и деформированного структурных изображений стенки кровеносного сосуда, которая заключена между наименее и наиболее глубоко залегающими (по оси ординат) контрольными пикселями. Учитывая, что для определения уже были вычислены проекции векторов смещения пикселей на ось ординат, находим, объединяя эти проекции.
Далее модуль продольной упругости вычисляется по общеизвестной формуле:
и визуализируется посредством пользовательского интерфейса. Причем, учитывая, что продольные смещения структур исследуемой биологической ткани являются массивом данных, а параметры F, S и для отдельных клинических случаев являются постоянными величинами, принципиально возможной является визуализация не только усредненного значения модуля продольной упругости, но его пространственного распределения для стенки исследуемого кровеносного сосуда.
Важно отметить, что при подстановке в формулу для вычисления модуля продольной упругости Е формулы расчета нормальной составляющей деформирующей силы F параметр площадь деформирующего воздействия S может быть сокращен. Подставновка не производилась для более полного описания предложенного изобретения.
Также следует отметить, что в соответствии с формулой изобретения последовательность использования инвазивного датчика кровяного давления и устройства эндоскопической оптической когерентной томографии однозначно не определена. Однако наиболее предпочтительным вариантом является одновременное их использование, например, в виде совмещенного устройства. При таком подходе с помощью инвазивного датчика кровяного давления может быть определен момент диастолы и автоматически отправлена команда на получение первого структурного изображения, затем определен момент систолы и автоматически отправлена команда на получение второго структурного изображения. Также учитывая, что практически все современные эндоскопические оптические когерентные томографы способны к визуализации результатов сканирования в потоковом режиме, возможным является непрерывное получение структурных изображений с последующим вычленением из последовательности, первого структурного изображения (соответствует диастоле) и второго структурного изображения (соответствует систоле).
Наиболее важной отличительной особенностью предложенного способа определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии является использование пульсовой волны в качестве деформирующего воздействия. Такой подход позволяет точнее определить связь между смещениями в структурах стенки кровеносного сосуда и оказанным на нее деформирующим воздействием. При использовании в качестве источника деформирующего воздействия акустических импульсов, механических аппликационных устройств, лазерных импульсов и т.п.(как в многочисленных аналогах) индуцированные ими деформации накладываются на деформации вызванные пульсовой волной, т.е. возникает ситуация, когда реальное деформирующее воздействие значительно сильнее учтенного. Поскольку нормальная составляющая деформирующей силы один из ключевых параметров при вычислении модуля продольной упругости результаты расчетов в случаях использования вынужденных деформирующих воздействий нуждаются корректировке (которая в аналогах не предусмотрена, а в предложенном способе не требуется).
Другой важной отличительной особенностью является сравнение первого структурного изображения со вторым структурным изображением посредством выделения контрольных пикселей, их группировки в пары контрольных пикселей и независимого определения величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей. Такой подход позволяет оценить смещения структур внутри стенки кровеносного сосуда с высокой точность посредством использования передовых алгоритмов машинного зрения. Поскольку продольные смещения структур исследуемой биологической ткани важный параметр при вычислении механических свойств предложенный подход способствует повышению точности определения модуля продольной упругости для стенки кровеносного сосуда.
Еще одной отличительной способностью предложенного способа является вычисление площади поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие, как площади сканирования оптического когерентного томографа при получении второго структурного изображения (изображения после деформирующего воздействия). При использовании в качестве источника деформирующего воздействия акустических импульсов, механических аппликационных устройств, лазерных импульсов и т.п.(как в многочисленных аналогах) достаточно сложно оценить площадь деформирующего воздействия, что снижает точность определения биомеханических свойств. Тот факт, что пульсовая волна воздействует на всю площадь исследуемого сосуда (причем для небольших участков сосуда это воздействие можно считать одинаковым), позволяет приравнять площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие и площадь сканирования оптического когерентного томографа (одинакова при получении первого структурного изображения и второго структурного изображения). Поскольку площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие один из ключевых параметров при вычислении механических свойств исследуемых биологических тканей или их частей и для конкретного устройства эндоскопической оптической когерентной томографии площадь сканирования - это строго определенная величина, такой подход способствует повышению точности вычисления модуля продольной упругости для стенки кровеносного сосуда.
Также следует отметить что, продольные размеры деформируемой области вычисляются посредством объединения продольных смещений пикселей для всех пар контрольных пикселей. Поскольку продольные смещения, как было указано выше оцениваются с высокой точность за счет использования передовых алгоритмов машинного зрения, точность вычисления продольных размеров деформируемой области из-за этого повышается, что также способствует повышению точности вычисления модуля продольной упругости.
Таким образом, использование пульсовой волны в качестве деформирующего воздействия, сравнение первого структурного изображения со вторым структурным изображением посредством выделения контрольных пикселей, их группировки в пары контрольных пикселей и независимого определения величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей, вычисление площади поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие, как площади сканирования оптического когерентного томографа при получении второго структурного изображения и вычисление продольных размеров деформируемой области посредством объединения продольных смещений пикселей для всех пар контрольных пикселей повышают точность определения модуля продольной упругости для стенки кровеносного сосуда. Серия экспериментов по определению модуля продольной упругости в соответствии с предложенным способом, проведенная для фантомов кровеносных сосудов, показала, что точность определения модуля продольной упругости составляет более 89%, что свидетельствует о выполнении поставленной технической задачи.
Claims (1)
- Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии, включающий в себя получение первого структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, оказание деформирующего воздействия на исследуемую биологическую ткань или ее часть, получение второго структурного изображения исследуемой биологической ткани или ее части посредством оптического когерентного томографа, причем второе структурное изображение получают для деформированного состояния исследуемой биологической ткани или ее части, сравнение первого структурного изображения со вторым структурным изображением для определения модуля продольной упругости, визуализацию найденного модуля продольной упругости посредством пользовательского интерфейса, причем для сравнения первого структурного изображения со вторым структурным изображением определяют величины смещений пикселей, на основе определенных величин смещений пикселей вычисляют модуль продольной упругости, отличающийся тем, что деформирующим воздействием на исследуемую биологическую ткань или ее часть служит пульсовая волна, первое структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части получают для момента времени, соответствующего диастоле, второе структурное изображение исследуемой биологической ткани или ее части получают для момента времени, соответствующего систоле, площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие, считают равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении второго структурного изображения, которая в свою очередь является равной площади сканирования оптического когерентного томографа при получении первого структурного изображения, нормальную составляющую деформирующей силы, с которой пульсовая волна воздействует на исследуемые биологические ткани или их часть, вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления, последовательно выделяют контрольные пиксели на первом структурном изображении и на втором структурном изображении, группируют контрольные пиксели в пары контрольных пикселей, таким образом, чтобы каждый контрольный пиксель со второго структурного изображения с наибольшей вероятностью соответствовал некоторому контрольному пикселю с первого структурного изображения, причем один контрольный пиксель мог одновременно состоять только в одной паре контрольных пикселей, независимо определяют величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей, причем определяемые величины смещений пикселей являются векторными, векторные величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей независимо раскладывают по координатным осям, продольные смещения пикселей для каждой пары контрольных пикселей считают равными проекциям векторов смещения пикселей на ось ординат, продольные размеры деформируемой области вычисляют посредством объединения продольных смещений пикселей для всех пар контрольных пикселей.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2017143495A RU2669732C1 (ru) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2017143495A RU2669732C1 (ru) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2669732C1 true RU2669732C1 (ru) | 2018-10-15 |
Family
ID=63862337
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2017143495A RU2669732C1 (ru) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
RU (1) | RU2669732C1 (ru) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2691619C1 (ru) * | 2018-12-13 | 2019-06-14 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Способ определения коэффициента Пуассона для стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии |
RU2742917C1 (ru) * | 2019-12-12 | 2021-02-11 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2373843C1 (ru) * | 2008-06-02 | 2009-11-27 | Александр Эмильевич Терегулов | Способ определения объемной упругости артериальной системы |
US7935058B2 (en) * | 2006-05-26 | 2011-05-03 | The Cleveland Clinic Foundation | Method for measuring biomechanical properties in an eye |
-
2017
- 2017-12-13 RU RU2017143495A patent/RU2669732C1/ru not_active IP Right Cessation
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7935058B2 (en) * | 2006-05-26 | 2011-05-03 | The Cleveland Clinic Foundation | Method for measuring biomechanical properties in an eye |
RU2373843C1 (ru) * | 2008-06-02 | 2009-11-27 | Александр Эмильевич Терегулов | Способ определения объемной упругости артериальной системы |
Non-Patent Citations (5)
Title |
---|
MATTHEW C. WHITLOCK el al., Non-invasive imaging of flow and vascular function in disease of the aorta, JACC Cardiovasc Imaging. 2015 September, pp. 1-24. * |
КЛИШКОВСКАЯ Т.А. Разработка метода и системы определения жесткости сосудистой стенки, Выпускная квалификационная работа бакалавра, СПбГЭТУ "ЛЭТИ", Санкт-Петербург, 2016, 1-85. * |
КЛИШКОВСКАЯ Т.А. Разработка метода и системы определения жесткости сосудистой стенки, Выпускная квалификационная работа бакалавра, СПбГЭТУ "ЛЭТИ", Санкт-Петербург, 2016, 1-85. УСАНОВ Д.А. и др., Определение упругих свойств модели глазного яблока с помощью лазерного автодина, Методы компьютерной диагностики в биологии и медицине, Материалы Всероссийской школы-семинара, Под редакцией профессора Д.А. Усанова, Саратов, Издательство "Саратовский источник", 2015, сс. 61 - 64. МИЛЯГИН В.А. и др., Современные методы определения жесткости сосудов, Артериальная гипертензия, Том 16, N 2, 2010, сс. 1-10. MATTHEW C. WHITLOCK el al., Non-invasive imaging of flow and vascular function in disease of the aorta, JACC Cardiovasc Imaging. 2015 September, pp. 1-24. * |
МИЛЯГИН В.А. и др., Современные методы определения жесткости сосудов, Артериальная гипертензия, Том 16, N 2, 2010, сс. 1-10. * |
УСАНОВ Д.А. и др., Определение упругих свойств модели глазного яблока с помощью лазерного автодина, Методы компьютерной диагностики в биологии и медицине, Материалы Всероссийской школы-семинара, Под редакцией профессора Д.А. Усанова, Саратов, Издательство "Саратовский источник", 2015, сс. 61 - 64. * |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2691619C1 (ru) * | 2018-12-13 | 2019-06-14 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Способ определения коэффициента Пуассона для стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии |
RU2742917C1 (ru) * | 2019-12-12 | 2021-02-11 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Graf et al. | Experimental and clinical validation of arterial diameter waveform and intimal media thickness obtained from B-mode ultrasound image processing | |
Vogt et al. | Development and evaluation of a high-frequency ultrasound-based system for in vivo strain imaging of the skin | |
US8298143B2 (en) | Ultrasonograph that determines tissue properties utilizing a reference waveform | |
CN107961038B (zh) | 一种根据超声弹性肌动图获取生物力学参数的方法及装置 | |
Zhao et al. | Automatic tracking of muscle fascicles in ultrasound images using localized radon transform | |
Zhang et al. | A noninvasive ultrasound elastography technique for measuring surface waves on the lung | |
US20210059545A1 (en) | Method for detecting pulsatile dynamics of the optic nerve sheath, diagnostic methods, medical uses, non-invasive markers, systems and transducer devices | |
WO2003077765A1 (fr) | Systeme d'echographie | |
RU2669732C1 (ru) | Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии | |
Zervantonakis et al. | A novel, view-independent method for strain mapping in myocardial elastography: eliminating angle and centroid dependence | |
Li et al. | Estimation and visualization of longitudinal muscle motion using ultrasonography: a feasibility study | |
US11490876B2 (en) | Ultrasonic diagnostic device and method for evaluating physical properties of biological tissue | |
JP2017538539A (ja) | 動脈パラメータを測定するためのシステム及び方法 | |
RU2691619C1 (ru) | Способ определения коэффициента Пуассона для стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии | |
Fekkes et al. | 3-D strain imaging of the carotid bifurcation: methods and in-human feasibility | |
Hashemi et al. | Ultrasound elastography of breast cancer-related lymphedema | |
Fleming et al. | Robust dynamic programming method for ultrasound elastography | |
Potlov et al. | Young's modulus evaluation for blood vessel equivalent phantoms using optical coherence elastography | |
Correia et al. | Non-invasive myocardial shear wave elastography device for clinical applications in cardiology | |
JP2016168209A (ja) | 関節音測定システム | |
Liu et al. | Elastography mapped by untangling compressional and shear deformation | |
RU2742917C1 (ru) | Способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии | |
Vogt et al. | A high frequency ultrasound elastography system for in vivo skin elasticity imaging | |
de Sousa Soares | Ultrasound Assessment of Deep Fascia Sliding Mobility in Vivo. A Scoping Review | |
JP2022543248A (ja) | 心臓用装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20191214 |