RU2669732C1 - Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography - Google Patents
Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography 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)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
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.The present invention relates to the field of measurement for diagnostic purposes, in particular to methods for assessing the state of the cardiovascular system by analyzing structural images of the walls of blood vessels obtained using endoscopic optical coherence tomography, and can be used in medicine and veterinary medicine to determine the mechanical properties of blood walls blood vessels, as well as measuring heart rate.
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.The mechanical properties of biological tissue are an important parameter to determine the structural and functional changes in it. Methods for the quantitative assessment and visualization of the mechanical properties of the studied biological object or its individual part are collectively called the term "elastography". Among the numerous parameters characterizing the mechanical properties of biological tissue (Young's modulus, shear modulus, Poisson's ratio, time of relaxation of a deformed state, elastic hysteresis, etc.) with respect to the diagnosis of the cardiovascular system, the modulus of longitudinal elasticity (Young's modulus, modulus is of greatest interest) elasticity of the first kind). This physical quantity characterizes the ability of an object to resist stretching and compression, which for blood vessels are successively replaced by elastic deformed states.
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.According to the patent US 9687145 B2, A61B 3/16, A61B 3/00, A61B 3/10, A61B 5/00, publ. 06/27/2017, methods of optical coherent elastography are known (a method for measuring the stiffness of biological tissues and a method for quantitatively determining the biomechanical properties of biological tissues) to evaluate the biomechanics and progression of degenerative diseases of the eye and other biological tissues. A method for measuring the stiffness of biological tissues includes: inducing (inducing) elastic waves in a biological tissue under investigation, detecting by means of low-coherent interferometry or optical coherence tomography of a set of characteristics of the propagation of elastic waves in a biological tissue under study in different spatial positions, and this set includes the speed of elastic waves, the displacement amplitude of the elastic wave and / or its displacement profile for these spatial positions, the determination of the elasticity consumed biological tissue using the dispersion of the measured velocity of the elastic wave to evaluate its attenuation, differentiating the sections of the studied biological tissue by the magnitude of the measured velocity of the elastic wave, normalizing the measured amplitudes of displacement of the elastic wave for the studied biological tissue to differentiate the sections of the studied biological tissue by the value of this characteristic, in particular into areas with a faster and slower attenuation of the elastic wave, classification of areas of the studied biol biological tissue with faster attenuation of the elastic wave, as biological structures with increased viscosity and reduced stiffness, and sections of the studied biological tissue with slower attenuation of the elastic wave, as biological structures having a lower viscosity and increased stiffness. Known variants of a method for measuring the stiffness of biological tissues in which: the studied biological tissue are eye tissue or any other soft or hard (bone) biological tissue; the induction of elastic waves in the biological tissue under study is carried out by exposing this tissue to an intermittent stream of air; determination of the elasticity of the biological tissue under study consists in calculating the Young's modulus; normalization of the measured amplitudes of displacement of the elastic wave for the biological tissue under study is carried out by dividing the measured amplitudes of displacement of the elastic wave for different spatial positions by the measured amplitude of displacement of the elastic wave at the time of excitation (deforming effect). The technical result of a method for measuring the stiffness of biological tissues is the classification of sections of the studied biological tissue into biological structures with increased viscosity and reduced stiffness and into biological structures having a reduced viscosity and increased stiffness. A method for quantitative determination of the biomechanical properties of biological tissues includes: creating an external or internal deforming force to form local deformation in the biological tissue under study, measuring the profile caused by local deformation of the forced displacement in the biological tissue under investigation using an optical coherent tomograph or other low coherence interferometry device, quantitative determination biomechanical properties of the studied biological tissue through ana lysis of the measured forced displacement profile. Known are variants of a method for quantitatively determining the biomechanical properties of biological tissues in which: the displacement amplitude for one or more points, the frequency of free vibrations, Young's modulus and shear viscosity of the biological tissue under study are quantified; To create an external or internal deforming force, any forced deforming effects, such as ultrasonic pulses, laser pulses, intermittent air flows, are used. The technical result of the method for quantitative determination of the biomechanical properties of biological tissues is the high-precision determination of parameters characterizing the progression of degenerative diseases in the eye and other biological tissues.
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.The disadvantage of optical coherent elastography methods for assessing the biomechanics and progression of degenerative diseases of the eye and other biological tissues is the forced character of deforming influences, which reduces the accuracy of determining mechanical properties due to the superposition of forced deformations and deformations of biological origin (pulse wave propagation, muscle contractions, tremors, etc.). item), moreover, in case of forced deformations there are risks of damage to the biological tissue under study.
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.According to patent WO 2015168400 Al, A61B 5/00, A61B 3/10, A61B 8/08, publ. 11/05/2015, the known system and method for measuring biomechanical properties from structural images in optical coherence tomography. A method for measuring biomechanical properties from structural images in optical coherence tomography includes: inducing a shear wave in a biological tissue or part of it, obtaining structural images using optical coherence tomography, forming a Doppler image in optical coherent tomography, determining the instantaneous frequency of a shear wave in a biological tissue or its parts by means of a discrete Fourier transform for each of the many doppler points ovskogo image, computing values of biomechanical characteristics based on the instantaneous frequency values of the shear wave in the study of biological tissue or part thereof for each of a plurality of Doppler image points. Known are variants of a method for measuring biomechanical properties from structural images in optical coherence tomography in which: to induce a shear wave in the biological tissue under study, one or more shear wave sources are used; when determining the instantaneous frequency of a shear wave in a biological tissue under study or a part thereof by means of a discrete Fourier transform, for each of the many points of the Doppler image, the known values of the shear wave frequency induced by the source or sources of the shear wave are used. The technical result of the proposed method is the formation of high-precision elastograms based on the biomechanical properties of the studied biological tissue or its part measured by structural images in optical coherence tomography.
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.The disadvantage of the method for measuring biomechanical properties from structural images in optical coherence tomography is the forced nature of the deforming effect (shear wave), which reduces the accuracy of determining mechanical properties due to the superposition of forced deformations and deformations of biological origin (pulse wave propagation, muscle contraction, tremor, etc. .), in addition, with forced deformations, there are risks of damage to the biological tissue under study.
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.According to patent US 20140187904 Al, IPC A61B 5/00, publ. 07/03/2014, the known system and method for determining the presence of atherosclerotic plaques in the arteries. The method for determining atherosclerotic plaques in arteries includes: generating a shear wave in the tissue of the artery wall using an acoustic pulse, measuring the propagation characteristics of the shear wave using an optical coherent elastography device, determining at least one mechanical property of the investigated tissue of the artery wall based on the measured characteristics of the propagation of the shear wave , comparison of a specific at least one mechanical property of the investigated wall tissue and arteries with a set of reference data to determine the presence of atherosclerotic plaque in an artery. Known variants of the method for determining atherosclerotic plaques in arteries, in which: an acoustic pulse is generated by means of an ultrasonic transducer; an acoustic impulse has radiation power; the device of optical coherent elastography contains a source of acoustic pulses with radiation force; the optical coherent elastography device comprises a tunable laser; at least one mechanical property of the investigated tissue of the artery wall is a Young's modulus or shear modulus. The technical result of the proposed method is the identification and high-precision (component-wise) assessment of the composition of the atherosclerotic plaque.
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.The disadvantage of the method for determining atherosclerotic plaques in arteries is the forced nature of the deforming effect (shear wave), which reduces the accuracy of determining mechanical properties due to the superposition of forced deformations and deformations of biological origin (pulse wave propagation, muscle contractions, tremors, etc.), moreover with forced deformations, there are risks of damage to the biological tissue under study.
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.The closest analogue (prototype) of the developed method is a method for measuring the biomechanical properties of the eye (patent US 7935058 B2, IPC АВВ 3/107, АВВ 3/10, published on 05/03/2011), which includes: obtaining the first structural image of the biological tissue under study or a part thereof by means of a medical imaging device, exerting a deforming effect on a biological tissue being studied or a part thereof, obtaining a second structural image of a biological tissue being studied or a part thereof by means of a medical device visualization, moreover, the second structural image is obtained for the deformed state of the biological tissue under study or part thereof, comparing the first structural image with the second structural image to determine at least one biomechanical (viscoelastic) parameter, visualizing the found at least one biomechanical parameter via the user interface, for comparing the first structural image with the second structural image, at least one pixel window (rectangular region) in the first structural image, a plurality of pixel windows in the second structural image are determined, correlation analysis is performed using the color value for at least one pixel from the at least one pixel window of the first structural image when compared with pixels of a plurality of pixel windows in the second structural image, the pixel offsets of the plurality of pixel windows in the second structural image are determined relative to at least at least one pixel from at least one pixel window of the first structural image, based on the determined pixel displacement values, at least one of the biomechanical parameters is calculated (stress-strain curve, longitudinal elastic modulus, strain state relaxation time, elastic hysteresis, elastic coefficient) investigated biological tissue or its part. Known are variants of a method for measuring the biomechanical properties of the eye, in which: the device for medical imaging used to obtain the first and second structural images is an optical coherent tomograph; To exert a deforming effect on the biological tissue under study or a part thereof, a mechanical application device or air flow suction or acoustic effect is used. The technical result of the method of measuring the biomechanical properties of the eye is the determination of at least one biomechanical property of the investigated biological tissue or part thereof.
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.The disadvantage of the method of measuring the biomechanical properties of the eye is the forced nature of the deforming effect, which reduces the accuracy of determining mechanical properties due to the superposition of forced strains and strains of biological origin (pulse wave propagation, muscle contraction, tremors, etc.), and also with forced strains there are risks of damage to the test biological tissue.
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.The technical objective of the method is to increase the accuracy of determining the modulus of longitudinal elasticity for the wall of a blood vessel by using a pulse wave as a deforming effect, which allows us to more accurately determine the relationship between the displacements in the structures of the biological tissue under study or its part and the deforming effect exerted on it, because there is no significantly distorting calculation results of the superposition of forced strains and strains caused by the pulse wave with this approach.
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.The stated technical problem is achieved by the fact that the method of determining the modulus of longitudinal elasticity of the blood vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography, as well as the method that is the closest analogue, includes obtaining the first structural image of the biological tissue under study or its part by means of an optical coherent tomograph, the provision of a deforming effect on the studied biological tissue or its part, obtaining a second structural image my biological tissue or its parts by means of an optical coherence tomograph, and the second structural image is obtained for the deformed state of the studied biological tissue or its part, comparing the first structural image with the second structural image to determine the modulus of longitudinal elasticity, visualization of the found longitudinal elasticity module through the user interface, to compare the first structural image with the second structural image determined led ranks the displacement of pixels based on the determined amount of offset pixels calculated modulus of longitudinal elasticity.
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.New in the developed method for determining the modulus of longitudinal elasticity of a blood vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography is that the pulse wave acts as a deforming effect on the biological tissue under study, the first structural image of the biological tissue under study or its part is obtained for the time point corresponding to diastole, a second structural image of the biological tissue under study or a part thereof is obtained for the time instant of the corresponding system the surface area on which the deforming effect is considered to be equal to the scan area of the optical coherent tomograph when receiving the second structural image, which in turn is equal to the scan area of the optical coherent tomograph when receiving the first structural image, the normal component of the deforming force with which the pulse wave acts on the studied biological tissues or part thereof are calculated based on the values of systolic and diastolic pressures The phenomena, which in turn are obtained using a blood pressure sensor, sequentially select the control pixels in the first structural image and in the second structural image, group the control pixels in pairs of control pixels, so that each control pixel from the second structural image is most likely to correspond some control pixel from the first structural image, and one control pixel could simultaneously consist of only one pair of control pixels, independently determine the values of pixel offsets for each pair of control pixels, and the determined values of pixel offsets are vector, the vector values of pixel offsets for each pair of control pixels are independently arranged along the coordinate axes, the longitudinal pixel offsets for each pair of control pixels are considered equal to the projections of the pixel offset vectors on the ordinate axis, the longitudinal dimensions of the deformable region are calculated by combining the longitudinal displacements of pixels for all pairs of control pixels.
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.In FIG. 1 in the form of a flowchart illustrates the sequence of actions when determining the modulus of longitudinal elasticity of the wall of a blood vessel based on endoscopic optical coherence tomography in accordance with the claims. Consider the essence of the proposed method (Fig. 1) for a specific example.
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).Using an invasive blood pressure sensor, diastolic pressure is measured in a given section of the blood vessel under study. By means of a device for endoscopic optical coherence tomography with a forward-looking probe (for example, based on piezo-fiber scanning), a first structural image is obtained, i.e. the image of the wall of a given section of the investigated blood vessel for a point in time corresponding to diastole. Then, using the same devices for the same section of the investigated blood vessel, systolic pressure is measured and a second structural image (corresponding to systole) is obtained.
Затем, производят последовательное вычисление четырех параметров (S - площадь поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие, F - нормальная составляющая деформирующей силы, 
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).Since a pulse wave is used as a deforming effect, the area of its impact is equal to the entire area of the cardiovascular system. But, since the method is aimed at finding the modulus of longitudinal elasticity for a given small portion of the cardiovascular system, the optical structure of which is imprinted (in an undeformed and deformed form) on structural images in endoscopic optical coherence tomography, it is advisable to consider the area of deforming effect equal to the scan area upon receipt upon receipt of a structural image with deformations (i.e., a second structural image, an image at the time of systole), which in turn, it is equal to the scanning area of the endoscopic optical coherence tomograph when obtaining a structural image without deformations (first structural image).
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 Since the proposed method uses the action of a pulse wave as a deforming effect on the wall of the blood vessel under study, the deforming force can be estimated through blood pressure. Systolic and diastolic pressure in a given section of the investigated blood vessel, respectively, are physical quantities equal to the forces with which the blood acts on a unit wall area of this blood vessel perpendicular to it at the moments of systole and diastole. Thus, the normal component of the deforming force F can be approximately estimated as the product of the area of the deforming effect S and the difference between the systolic pressure P syst and the diastolic pressure P diast
F=S⋅(Рсист - Рдиаст)F = S⋅ (P sist - P diast )
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.It should be noted that the walls of blood vessels in the process of human life are constantly in a deformed state, i.e. at the time of diastole, the walls of the blood vessel are under deforming influence (since the diastolic pressure is not equal to zero), as well as at the time of systole (when these walls are in a state of more severe deformation). To take into account the physiological aspects associated with human activity and the simplicity of calculations according to the application text, it is believed that at the time of systole, the wall of the blood vessel is in a deformed state with respect to its undeformed state at the time of diastole.
Для определения двух оставшихся параметров (
Четвертый параметр (
Далее модуль продольной упругости вычисляется по общеизвестной формуле:Further, the modulus of longitudinal elasticity is calculated by the well-known formula:
и визуализируется посредством пользовательского интерфейса. Причем, учитывая, что продольные смещения структур исследуемой биологической ткани 
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.It is important to note that when substituting the formula for calculating the normal component of the deforming force F into the formula for calculating the modulus of longitudinal elasticity E, the parameter deforming action area S can be reduced. No substitution was made for a more complete description of the proposed invention.
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).It should also be noted that in accordance with the claims, the sequence of use of an invasive blood pressure sensor and endoscopic optical coherence tomography device is not uniquely determined. However, the most preferred option is their simultaneous use, for example, in the form of a combined device. With this approach, with the help of an invasive blood pressure sensor, the diastole moment can be determined and a command to receive the first structural image can be sent automatically, then the systole moment can be determined and a command to receive the second structural image can be sent automatically. Also, considering that almost all modern endoscopic optical coherent tomographs are capable of visualizing scanning results in a streaming mode, it is possible to continuously obtain structural images with subsequent isolation from the sequence, the first structural image (corresponds to diastole) and the second structural image (corresponds to systole).
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).The most important distinguishing feature of the proposed method for determining the modulus of longitudinal elasticity of a blood vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography is the use of a pulse wave as a deforming effect. This approach allows us to more accurately determine the relationship between the displacements in the structures of the blood vessel wall and the deforming effect exerted on it. When using acoustic pulses, mechanical application devices, laser pulses, etc. (as in numerous analogues) as a source of deforming effect, deformations induced by them are superimposed on deformations caused by a pulse wave, i.e. a situation arises when the real deforming effect is much stronger than the considered one. Since the normal component of the deforming force is one of the key parameters when calculating the modulus of longitudinal elasticity, the calculation results in cases of using forced deforming influences need to be adjusted (which is not provided for in the analogues, but is not required in the proposed method).
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.Another important distinguishing feature is the comparison of the first structural image with the second structural image by highlighting the control pixels, grouping them into pairs of control pixels and independently determining the pixel offsets for each pair of control pixels. This approach allows us to estimate the displacement of structures inside the wall of a blood vessel with high accuracy by using advanced machine vision algorithms. Since the longitudinal displacements of the structures of the biological tissue under study are an important parameter in calculating the mechanical properties, the proposed approach improves the accuracy of determining the modulus of longitudinal elasticity for the wall of a blood vessel.
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.Another distinctive ability of the proposed method is the calculation of the surface area on which the deforming effect occurs, such as the scan area of the optical coherence tomograph upon receipt of the second structural image (image after the deformation effect). When using acoustic pulses, mechanical application devices, laser pulses, etc. (as in many analogues) as a source of the deforming effect, it is rather difficult to estimate the area of the deforming effect, which reduces the accuracy of determining the biomechanical properties. The fact that the pulse wave affects the entire area of the vessel under investigation (moreover, this effect can be considered the same for small sections of the vessel) makes it possible to equate the surface area affected by the deforming effect and the scanning area of the optical coherent tomograph (the same when obtaining the first structural image and the second structural image). Since the surface area on which the deforming effect is one of the key parameters when calculating the mechanical properties of the studied biological tissues or their parts and for a specific device for endoscopic optical coherence tomography, the scanning area is a strictly defined value, this approach improves the accuracy of calculating the longitudinal elastic modulus for the wall blood vessel.
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.It should also be noted that the longitudinal dimensions of the deformable region are calculated by combining the longitudinal displacements of pixels for all pairs of control pixels. Since longitudinal displacements, as mentioned above, are estimated with high accuracy due to the use of advanced machine vision algorithms, the accuracy of calculating the longitudinal dimensions of the deformable region is therefore increased, which also contributes to an increase in the accuracy of calculating the modulus of longitudinal elasticity.
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.Thus, using a pulse wave as a deforming effect, comparing the first structural image with the second structural image by highlighting the control pixels, grouping them into pairs of control pixels and independently determining the pixel displacements for each pair of control pixels, the calculation of the surface area on which the deforming effect is as the scanning area of the optical coherence tomograph upon receipt of the second structural image and ychislenie longitudinal dimensions of the deformable region by combining the longitudinal displacements of all pairs of pixels for reference pixels increase accuracy of determination of longitudinal elasticity module for the blood vessel wall. A series of experiments to determine the modulus of longitudinal elasticity in accordance with the proposed method, conducted for phantoms of blood vessels, showed that the accuracy of determining the modulus of longitudinal elasticity is more than 89%, which indicates the fulfillment of the technical task.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2017143495A RU2669732C1 (en) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2017143495A RU2669732C1 (en) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2669732C1 true RU2669732C1 (en) | 2018-10-15 |
Family
ID=63862337
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2017143495A RU2669732C1 (en) | 2017-12-13 | 2017-12-13 | Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2669732C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2691619C1 (en) * | 2018-12-13 | 2019-06-14 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Method of determining a poisson coefficient for a wall of a blood vessel based on endoscopic optical coherence tomography |
| RU2742917C1 (en) * | 2019-12-12 | 2021-02-11 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Method of determining shear modulus for blood vessel wall based on intravascular optical coherence tomography |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2373843C1 (en) * | 2008-06-02 | 2009-11-27 | Александр Эмильевич Терегулов | Method of determining volume elasticity of arterial system |
| 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/en 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 (en) * | 2008-06-02 | 2009-11-27 | Александр Эмильевич Терегулов | Method of determining volume elasticity of arterial system |
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 (en) * | 2018-12-13 | 2019-06-14 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Method of determining a poisson coefficient for a wall of a blood vessel based on endoscopic optical coherence tomography |
| RU2742917C1 (en) * | 2019-12-12 | 2021-02-11 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тамбовский государственный технический университет" (ФГБОУ ВО "ТГТУ") | Method of determining shear modulus for blood vessel wall based on intravascular optical coherence tomography |
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 | |
| Zhang et al. | A noninvasive ultrasound elastography technique for measuring surface waves on the lung | |
| WO2019114034A1 (en) | Method and apparatus for acquiring biomechanical parameter according to ultrasonic elasticity myogram | |
| Zhao et al. | Automatic tracking of muscle fascicles in ultrasound images using localized radon transform | |
| US20210059545A1 (en) | Method for detecting pulsatile dynamics of the optic nerve sheath, diagnostic methods, medical uses, non-invasive markers, systems and transducer devices | |
| WO2003077765A1 (en) | Ultrasonographic system and ultrasonography | |
| Li et al. | Estimation and visualization of longitudinal muscle motion using ultrasonography: a feasibility study | |
| Zervantonakis et al. | A novel, view-independent method for strain mapping in myocardial elastography: eliminating angle and centroid dependence | |
| RU2669732C1 (en) | Method of determining modulus of longitudinal flexibility of a vessel wall based on endoscopic optical coherence tomography | |
| US11490876B2 (en) | Ultrasonic diagnostic device and method for evaluating physical properties of biological tissue | |
| JP2017538539A (en) | System and method for measuring arterial parameters | |
| RU2691619C1 (en) | Method of determining a poisson coefficient for a wall of a blood vessel based on endoscopic optical coherence tomography | |
| 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 | |
| JP2016168209A (en) | Joint sound measuring system | |
| 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 | |
| JP7579326B2 (en) | Cardiac Devices | |
| Liu et al. | Elastography mapped by untangling compressional and shear deformation | |
| RU2742917C1 (en) | Method of determining shear modulus for blood vessel wall based on intravascular optical coherence tomography | |
| 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 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20191214 |