Способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии Российский патент 2021 года по МПК A61B5/02 A61B6/03 G06T7/20 

Предлагаемое изобретение относится к области измерений для диагностических целей, в частности к способам оценки состояния сердечнососудистой системы посредством анализа последовательности структурных изображений стенок кровеносных сосудов, получаемых с помощью интраваскулярной оптической когерентной томографии, и может быть использовано в медицине и ветеринарии для определения механических свойств стенок кровеносных сосудов, а также измерения частоты сердечных сокращений.

Интраваскулярная оптическая когерентная томография - современный метод диагностики стенок кровеносных сосудов человека. Технической основой метода являются классическая оптическая когерентная томография, а отличительной особенностью - использование выносных, сменных модификаций плеча образца, выполненного в виде тонкого, протяженного интраваскулярного зонда. Основные направления клинического использования интраваскулярной оптической когерентной томографии включают в себя: оценку толщины и приближенного состава атеросклеротических бляшек, контроль над процедурой ротационной атерэктомии и оценку правильности имплантации стента или микроспиралей. Весьма перспективным является расширение перечня направлений клинического использования интраваскулярной оптической когерентной томографии способом оценки сдвиговых деформаций, возникающих в кровеносных сосудах под влиянием пульсовой волны. Диагностическая ценность подобного способа заключается в получении актуальных сведений о величине модуля сдвига для стенки исследуемого кровеносного сосуда, позволяющей косвенно оценить вероятность разрыва этого сосуда. Способы оценки модуля сдвига на основе классической оптической когерентной томографии известны из офтальмологии, и поэтому разработка способа определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии во многом заключается в адаптации офтальмологических подходов к интраваскулярному использованию.

По патенту US 20190125185 А1, МПК А61В 3/16 и А61В 3/10, опубл. 02.05.2019 г. известны система и способ измерения внутриглазного давления, биомеханических свойств и геометрии тканей глаза. Способ измерения внутриглазного давления, биомеханических свойств и геометрии тканей глаза включает в себя: сканирование тканей глаза лазерным излучением оптического когерентного томографа, получение структурных изображений оптической когерентной томографии, вычисление внутриглазного давления с помощью аппланационного тонометра, измерение геометрии тканей глаза на основе структурных изображений оптической когерентной томографии, количественную оценку биомеханических свойств тканей глаза на основе данных о внутриглазном давлении и структурных изображений оптической когерентной томографии. Известны варианты способа измерения внутриглазного давления, биомеханических свойств и геометрии тканей глаза в которых: визуализируются одно или несколько структурных изображений оптической когерентной томографии в исходном виде или на этапах обработки; производится выявлений одной или нескольких аномалий (патологий) в тканях глаза с использованием расчетных значений внутриглазного давления, визуализированной геометрии тканей глаза, а также измеренных биомеханических свойств; этап вычисления внутриглазного давления с помощью аппланационного тонометра включает в себя подачу непрерывной струи воздуха на исследуемые ткани глаза с силой достаточной для того, чтобы вызвать их деформацию и аппланацию, формирование временного профиля давления посредством измерения давления струи воздуха для по меньшей мере нескольких дискретных моментов времени в течении процессов деформации и аппланаций, оценку корреляции между величиной давления струи воздуха и временем аппланации; калибровку оценочной величины внутриглазного давления с учетом геометрии исследуемых тканей глаза; этап количественной оценки биомеханических свойств тканей глаза на основе данных о внутриглазном давлении и структурных изображений оптической когерентной томографии включает в себя подачу сфокусированного микро-импульса воздуха на исследуемую ткань глаза для индуцирования в ней смещения с малой амплитудой, измерение характеристик смещения с малой амплитудой в нескольких пространственных точках для обраружения упругой волны вызванной микро-импульсом воздуха, количественную оценку одной или нескольких биомеханических характеристик исследуемых тканей глаза по профилям движения упругой волны, корректировку измеренных биомеханических свойств с использованием сведений о геометрии исследуемых тканей; количественно оцениваемые биомеханические свойства включают в себя смещения по координатным осям, время релаксации, частоту собственных колебаний, модуль Юнга, вязкость, модуль сдвига, абсолютную величину максимальной деформации, скорость распространения волны по поверхности исследуемого объекта, скорость распространения волны в толще исследуемого объекта, демпфирование. Техническим результатом способа измерения внутриглазного давления, биомеханических свойств и геометрии тканей глаза является сверхбыстрая аппланационная оптическая когерентная эластография тканей глаза.

Недостатком способа измерения внутриглазного давления, биомеханических свойств и геометрии тканей глаза является вынужденных характер деформирующих воздействий (непрерывная струя и микро-импульс воздуха), снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, тремор, мышечная активность и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.

По патенту US 8965487 В2, МПК А61В 5/02 и А61В 5/00, опубл. 24.02.2015 г. известны способы, система и программное обеспечение для измерения механического напряжения и упругих свойств образца. Способ измерения механического напряжения и упругих свойств образца включает в себя: считывание первого интерференционного сигнала (в контексте патента US 8965487 В2 является синонимом к термину «структурного изображения»), несущего полезную информацию на первом уровне деформации, считывание второго интерференционного сигнала, несущего полезную информацию на втором уровне деформации, сравнение первого интерферометрического сигнала и второго интерферометрического сигнала, определение по меньшей мере одной характеристики, связанной со структурными изменениями в исследуемой ткани, причем эта характеристика должна быть связана либо с изменением в пространственном распределении специальной контрастирующей добавки в исследуемой ткани, либо является пространственным распределением модуля Юнга в этой ткани. Известны варианты способа измерения механического напряжения и упругих свойств образца в которых: содержится этап вычисления скоростей смещения отдельных участков исследуемой ткани на основе доплеровского сигнала; второй уровень деформации отличается от первого уровня деформации в большую сторону; либо первый, либо второй интерференционный сигнал представляет собой структурное изображение исследуемой ткани с деформацией пригодной для количественного и качественного анализа; определение по меньшей мере одной характеристики, связанной со структурными изменениями в исследуемой ткани производится посредством сравнения первого интерференционного сигнала и второго интерференционного сигнала; используется дополнительная информация, характеризующая тип и структуру исследуемой ткани; перед вычислением по меньшей мере одной характеристики, связанной со структурными изменениями в исследуемой ткани, но после сравнения двух интерференционных сигналов дополнительно формируется численная модель исследуемой ткани, причем эта модель может уточняться с использованием дополнительной информации. Техническим результатом предложенного способа является высокоточное измерение механического напряжения и упругих свойств исследуемого образца.

Недостатком способа измерения механического напряжения и упругих свойств образца является невысокая точность определения механических свойств исследуемой ткани, вызванная отсутствием доплеровского сигнала при деформациях перпендикулярных (90°) или под углами близким к 90° относительно направления сканирования оптического когерентного томографа, к тому же не учитывается тот факт, что специальные контрастирующие добавки обычно усиливают полезных сигнал только от отдельных структур, не изменяя, а порой и снижая полезных сигнал от остальных структур (например, сильное отражение от структуры с высокой концентрацией отражающей добавки ограничивает возможность излучения проходить вглубь исследуемой ткани).

По патенту US 20160242650 А1, МПК А61В 5/00 и А61В 3/10, опубл. 25.08.2016 г. известен способ оптической когерентной эластографии с использованием акустического излучения в качестве деформирующего воздействия и методов оптической когерентной доплерографии, включающий в себя: генерирование сканирующих пучков излучения оптической когерентной томографии направленных в исследуемую ткань, генерирование вибраций в исследуемой ткани посредством акустического деформирующего воздействия таким образом, чтобы направление их движения было перпендикулярным или приближенно перпендикулярным к множеству сканирующих пучков излучения оптической когерентной томографии, детектирование вызванных вибраций в исследуемой ткани посредством анализа доплеровских сдвигов и спекл-контраста, визуализация модуля сдвига для совокупности структурных изображений оптической когерентной томографии характеризующих стадии распространения сдвиговой волны. Известны варианты способа оптической когерентной эластографии с использованием акустического излучения в качестве деформирующего воздействия и методов оптической когерентной доплерографии в которых: для сбора большего количества структурных изображений оптической когерентной томографии дополнительно используют боковое и поперечное сканирование; дополнительно вычисляют и визуализируют модуль Юнга, а также скорости продольного и поперечного движения волны; генерирование и детектирование вибраций в исследуемой ткани вызванных акустическим деформирующим воздействием осуществляется с использование эндоскопа; используется мультимодальный подход к оптической когерентной томографии, заключающийся, например, в сочетании классической оптической когерентной томографии и флуоресцентной визуализации; исследуемая биологическая ткань является раковой тканью, тканью глаза, сосудистой тканью; исследование производится с научной целью или с целью диагностирования заболевания. Техническим результатом способа оптической когерентной эластографии с использованием акустического излучения в качестве деформирующего воздействия и методов оптической когерентной доплерографии является высокоточное количественное отображение модуля сдвига в исследуемой ткани.

Недостатком способа оптической когерентной эластографии с использованием акустического излучения в качестве деформирующего воздействия и методов оптической когерентной доплерографии является вынужденных характер деформирующих воздействий (акустические импульсы), снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, тремор, мышечная активность и т.п.), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.

Ближайшим аналогом (прототипом) разработанного способа является способ диагностики заболеваний глаз посредством построения и визуализации эластограмм по сдвиговым волнам с использованием трехмерной сегментации (патент US 20190335996 А1, МПК А61В 3/12, А61В 3/10, А61В 8/10, А61В 8/8, А61В 3/14, А61В 8/00, G06T 7/12, А61В 5/00 и G06K 9/62, опубл. 07.11.2019 г.), включающий в себя: генерирование сдвиговых волн в исследуемом участке сетчатки глаза с использованием акустического импульса, получение структурных изображений оптической когерентной томографии для множества местоположений латеральных к исследуемому участку сетчатки глаза, выполнение трехмерного сегментного анализа структурных изображений оптической когерентной томографии, обнаружение на сегментированных слоях структурного изображения оптической когерентной томографии сетчатки глаза и входящих в ее состав структур, отслеживание распространения сдвиговой волны в сегментированных слоях, соответствующих структурам сетчатки глаза, вычисление скорости распространения сдвиговой волны в сегментированных слоях структур сетчатки глаза, генерирование картограммы скоростей сдвига в привязке к каждому сегментированному слою сетчатки глаза, определение модуля сдвига и модуля упругости для каждого сегментированного слоя структур сетчатки глаза, построение эластограмм по модулю сдвига и модулю упругости для обеспечение ранней диагностики заболеваний сетчатки глаза. Известны варианты способа диагностики заболеваний глаз посредством построения и визуализации эластограмм по сдвиговым волнам с использованием трехмерной сегментации в которых: акустические импульсы имеют форму соответствующую сигналам кольцевого, либо матричного ультразвукового преобразователей; при выполнении трехмерного сегментного анализа структурных изображений оптической когерентной томографии используются метод на основе алгоритмов кластеризации, теории графов или компьютерного зрения; после этапе обнаружения на сегментированных слоях структурного изображения оптической когерентной томографии сетчатки глаза и входящих в ее состав структур сегментированные границ дополнительно уточняются; вычисление скорости распространения сдвиговой волны в каждом сегментированном слое сетчатки глаза содержит оценку угла наклона сдвиговой волны в привязке к моментам времени соответствующим достижению соответствующего сегментированного слоя передним фронтом волны; вычисление модуля сдвига производится на основе скорости распространения сдвиговой волны и плотности исследуемой ткани; вычисление модуля Юнга производится на основе модуля сдвига и коэффициента Пуассона; эластограммы по модулю сдвига и модулю Юнга совместно строятся и визуализируются с доплеровскими картограммами и ангиограммами; построение и визуализация эластограмм по сдвиговым волнам с использованием трехмерной сегментации производятся не только для структур сетчатки глаза, но и для всего глазного яблока в целом, включая роговицу, радужную оболочку, хрусталик, стекловидное тело и диск зрительного нерва. Техническим результатом способа диагностики заболеваний глаз посредством построения и визуализации эластограмм по сдвиговым волнам с использованием трехмерной сегментации является выявление заболеваний сетчатки глаза на ранних стадиях на основе высокоточной оценки механических свойств отдельных ее слоев.

Недостатком способа диагностики заболеваний глаз посредством построения и визуализации эластограмм по сдвиговым волнам с использованием трехмерной сегментации является вынужденных характер деформирующих воздействий (акустические импульсы), снижающий точность определения механических свойств за счет суперпозиции вынужденных деформаций и деформаций имеющих биологическое происхождение (распространение пульсовой волны, тремор, мышечная активность и т.п.), а также в средствии трудно поддающегося количественной оценке снижения величины деформирующей силы по сравнению с излучаемой, вызванных прохождением сфокусированных акустических импульсов к заданным участкам сетчатки глаза через оптические структуры глаза (например, хрусталик глаза по своему строению и функциональному назначению представляет собой биологическую линзу, вносящую свои аберрации в проходящие через нее лучи), к тому же при вынужденных деформациях имеются риски повреждения исследуемой биологической ткани.

Технической задачей способа является повышение точности определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда посредством использования в качестве деформирующего воздействия пульсовой волны, что позволяет точнее определить связь между смещениями в структурах стенки кровеносного сосуда 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 сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии, также как и способ, который является ближайшим аналогом, включает в себя получение структурных изображений оптической когерентной томографии для исследуемого участка стенки кровеносного сосуда, выполнение трехмерного сегментного анализа структурных изображений оптической когерентной томографии, обнаружение на сегментированных слоях структурного изображения (имеются ввиду слои цифрового изображения) оптической когерентной томографии исследуемой стенки кровеносного сосуда и входящих в ее состав структур (имеются ввиду анатомические структуры: наружная оболочка стенки кровеносного сосуда - адвентиция; средняя оболочка стенки кровеносного сосуда - медиа; внутренняя оболочка стенки кровеносного сосуда - интима), отслеживание распространения сдвиговой волны в сегментированных слоях, соответствующих структурам стенки кровеносного сосуда, определение модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда.

Новым в разработанном способе определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии является то, что единственным деформирующим воздействием на исследуемую стенку кровеносного сосуда считается пульсовая волна, площадь поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие считают равной площади сканирования используемого интраваскулярного зонда оптического когерентного томографа, сдвигающую силу с которой пульсовая волна воздействует на исследуемую стенку кровеносного сосуда вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления, встроенного в интраваскулярный зонд используемого оптического когерентного томографа, из совокупности структурных изображений оптической когерентной томографии исследуемой стенки кровеносного сосуда выбирают первое структурное изображение, соответствующее отсутствию сдвиговой деформации, характерному для момента детектирования диастолического давления на датчике кровяного давления, и второе структурное изображение, соответствующее максимальной величине усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда, причем для выбора второго структурного изображения из последовательности структурных изображений исследуемой стенки кровеносного сосуда удаляют первое структурное изображение, усредненные смещения структур исследуемой стенки кровеносного сосуда для каждого структурного изображения усеченной последовательности вычисляют как среднее арифметическое по смещениям центров тяжести на каждом из сегментированных слоев, соответствующих структурам исследуемой стенки кровеносного сосуда, относительно центров тяжести аналогичных сегментированных слоев первого структурного изображения, толщину деформируемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как среднее арифметическое между суммой толщин всех сегментированных слоев, соответствующих структурам исследуемой стенки кровеносного сосуда на первом структурном изображении, и аналогичной суммой толщин на втором структурном изображении, величину модуля сдвига для исследуемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как частное от деления произведения сдвигающей силы и толщины деформируемой стенки кровеносного сосуда на произведение площади деформирующего воздействия и максимальной величины усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда.

С использованием фантомов кровеносных сосудов с пульсирующими потоками кровеимитирующей жидкости была проведена серия экспериментов по определению модуля сдвига в соответствии с предложенным способом. Примеры первого и второго структурных изображений оптической когерентной томографии показаны на фиг. 1а и фиг. 1б., соответственно. Оценочные величины модуля сдвига были проверены по результатам теоретических расчетов на основе величин модуля Юнга и коэффициента Пуассона. Эксперименты и теоретические расчеты показали, что точность определения модуля сдвига составляет более 91%, что свидетельствует о выполнении поставленной технической задачи.

Предлагаемый способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии предназначен для использования в реальной клинической практике, в частности в ангиологии, кардиохирургии и нейрохирургии. Примером такого использования может служить оценка механических свойств стенок церебральной артерии с аневризмой с целью выбора наиболее подходящей модели потоконаправляющего стента для проведения эндоваскулярной операции стентирования. Также возможны варианты использования предлагаемого способа для биофизических исследований и обучения медицинского персонала проведению малоинвазивных эндоваскулярных вмешательств.

Способ относится к медицине, а именно к лучевой диагностике, и может быть использован для определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии. Получают структурные изображения оптической когерентной томографии (ОКТ) для исследуемого участка стенки кровеносного сосуда. Выполняют трехмерный сегментный анализ структурных изображений ОКТ. Обнаруживают на сегментированных слоях структурного изображения ОКТ исследуемую стенку кровеносного сосуда и входящие в ее состав структуры. Отслеживают распространение сдвиговой волны в сегментированных слоях, соответствующих структурам стенки кровеносного сосуда. Определяют модуль сдвига для стенки кровеносного сосуда. При этом единственным деформирующим воздействием на исследуемую стенку кровеносного сосуда считается пульсовая волна; площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие, считают равной площади сканирования используемого интраваскулярного зонда ОКТ; сдвигающую силу, с которой пульсовая волна воздействует на исследуемую стенку кровеносного сосуда, вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления, встроенного в интраваскулярный зонд используемого оптического когерентного томографа. Из совокупности структурных изображений ОКТ исследуемой стенки кровеносного сосуда выбирают первое структурное изображение, соответствующее отсутствию сдвиговой деформации, характерному для момента детектирования диастолического давления на датчике кровяного давления. Второе структурное изображение соответствует максимальной величине усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда. Причем для выбора второго структурного изображения из последовательности структурных изображений исследуемой стенки кровеносного сосуда удаляют первое структурное изображение, усредненные смещения структур исследуемой стенки кровеносного сосуда для каждого структурного изображения усеченной последовательности вычисляют как среднее арифметическое по смещениям центров тяжести на каждом из сегментированных слоев относительно центров тяжести аналогичных сегментированных слоев первого структурного изображения, толщину деформируемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как среднее арифметическое между суммой толщин всех сегментированных слоев на первом структурном изображении и аналогичной суммой толщин на втором структурном изображении. Величину модуля сдвига для исследуемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как частное от деления произведения сдвигающей силы и толщины деформируемой стенки кровеносного сосуда на произведение площади деформирующего воздействия и максимальной величины усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда. Способ обеспечивает повышение точности определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда за счет использования в качестве деформирующего воздействия пульсовой волны. 1 ил.

Способ определения модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда на основе интраваскулярной оптической когерентной томографии, включающий в себя получение структурных изображений оптической когерентной томографии для исследуемого участка стенки кровеносного сосуда, выполнение трехмерного сегментного анализа структурных изображений оптической когерентной томографии, обнаружение на сегментированных слоях структурного изображения оптической когерентной томографии исследуемой стенки кровеносного сосуда и входящих в ее состав структур, отслеживание распространения сдвиговой волны в сегментированных слоях, соответствующих структурам стенки кровеносного сосуда, определение модуля сдвига для стенки кровеносного сосуда, отличающийся тем, что единственным деформирующим воздействием на исследуемую стенку кровеносного сосуда считается пульсовая волна, площадь поверхности, на которую оказывается деформирующее воздействие, считают равной площади сканирования используемого интраваскулярного зонда оптического когерентного томографа, сдвигающую силу, с которой пульсовая волна воздействует на исследуемую стенку кровеносного сосуда, вычисляют на основе значений систолического и диастолического давления, которые в свою очередь получают с помощью датчика кровяного давления, встроенного в интраваскулярный зонд используемого оптического когерентного томографа, из совокупности структурных изображений оптической когерентной томографии исследуемой стенки кровеносного сосуда выбирают первое структурное изображение, соответствующее отсутствию сдвиговой деформации, характерному для момента детектирования диастолического давления на датчике кровяного давления, и второе структурное изображение, соответствующее максимальной величине усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда, причем для выбора второго структурного изображения из последовательности структурных изображений исследуемой стенки кровеносного сосуда удаляют первое структурное изображение, усредненные смещения структур исследуемой стенки кровеносного сосуда для каждого структурного изображения усеченной последовательности вычисляют как среднее арифметическое по смещениям центров тяжести на каждом из сегментированных слоев, соответствующих структурам исследуемой стенки кровеносного сосуда, относительно центров тяжести аналогичных сегментированных слоев первого структурного изображения, толщину деформируемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как среднее арифметическое между суммой толщин всех сегментированных слоев, соответствующих структурам исследуемой стенки кровеносного сосуда на первом структурном изображении, и аналогичной суммой толщин на втором структурном изображении, величину модуля сдвига для исследуемой стенки кровеносного сосуда вычисляют как частное от деления произведения сдвигающей силы и толщины деформируемой стенки кровеносного сосуда на произведение площади деформирующего воздействия и максимальной величины усредненного смещения для всех структур исследуемой стенки кровеносного сосуда.