Добавил:
ivanov666
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Эластография мягких биологических тканей и эндоскопические исследования с помощью оптической когерентной томографии. Монография.pdf
На рисунке 6 показаны схемы фантома сосуда с бифуркацией, залегающего в толще биологической ткани. Материалы для
изготовления фантома по рис. 6 аналогичны использованным для
фантома по рис. 4. Диаметр сосуда постоянен на всей его протяженности.
а)
б)
Рис. 6. Структурная схема мультимодального фантома
биологической ткани с залегающим в ней эластичным сосудом
с бифуркацией
21
На рисунках 7 и 8 показаны более сложные фантомы сосудов
человека. Схема по рис. 7 отличается наличием деформации в сосуде. Схема по рис. 8 содержит две бифуркации и диаметр сосуда
является переменным [27]. Оба фантома изготавливаются из тех
же материалов, что и вышеописанные.
Рис. 7. Фантом деформированного сосуда человека
Рис. 8. Фантом сосудистого русла с двумя бифуркациями и
переменным диаметром сосуда
22
Таким образом, многофункциональные фантомы биологических тканей, моделирующие оптические и механические свойства
этих биообъектов, а также кровоток в них являются важным инструментом для проведения многочисленных экспериментов в области эндоскопической ОКТ и эластографии. Этому способствует
отсутствие необходимости подвергать живой субъект риску, высокая достоверность и воспроизводимость результатов сканирования, доступность п
ния фантома под конкретную ситуацию [28].
одобных изделий и возможность изготовле-
23
2. ЭЛАСТОГРАФИЯ МЕТОДОМ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ
Механические свойства биологической ткани широко используются в качестве важного параметра для оценки ее патологических и физиологических изменений [29 – 31]. Количественная
оценка биомеханических свойств может обеспечить путь для ранней диагностики [32] и улучшению лечения различных заболеваний и привести к правильному пониманию различных физиологических состояний клеток, тканей и органов. Например, опухоли,
чаще в
жающие ткани, что позволяет использовать методы визуализации,
отражающие биомеханические свойства, для фиксации начальных
признаков опухолевого генеза. Оценка пространственно-временного распределения эластичности сердечной мышцы позволяет
связать структуру и функцию кардиомиоцитов.
ристик используются одноосные механические испытания биологическ
измерении соотношения между напряжением и деформацией
[29 – 31]. Недостатком этого метода является невозможность сохранения структурных и функциональных свойств биологических
тканей во время измерения механических характеристик. Кроме
того, оценка биомеханических свойств in situ, как правило, невозможна с использованием этого метода.
ская оценка реологических свойств мягких тканей человека с
использованием ультразвука. Такая технология диагностических
исследований стала называться эластографией [29, 33] или конкретно для ультразвуковых исследований – соноэластографией.
На основе механического воздействия акустического излучения
перемещение ткани или распространение тканевой деформации
сего – это, более упругие образования, чем здоровые окру-
В качестве золотого стандарта оценки механических характе-
ой ткани на растяжение и сжатие, основанные на точном
В 1980 году была предл
ожена неинвазивная биомеханиче-
24
анализируется с помощью методов ультразвуковой визуализации. Современным методом также является магнитно-резонансная эластография, основанная на фазово-контрастной магнитно-резонансной томографии, которая измеряет механически
индуцированные распространяющиеся акустические волны в
ткани [30]. Вместе с ультразвуковой эластографией обе эти технологии широко применяются в клинической диагностике in vivo
[31]. Недостатком этих методов является ограниченная про-
транственная разрешающая способность, а также зависящие от
с
соотношения сигнал–шум измерения смещений ткани. Пространственные масштабы для изображения эластичности остаются на
макроскопическом уровне, соизмеримом с размерами органа и
типичным разрешением от сотен мкм до нескольких мм соответственно. Известны альтернативные методы эластографии, основанные на атомно-силовой микроскопии (АСМ), ко
торые могут
исследовать механические свойства отдельной клетки [38]. Такая способность позволила АСМ-эластографии внести вклад в
различные исследования в клеточной механике и клеточной биологии. Например, отображение механических неоднородностей с
высоким разрешением (1,0…5,0 нм) позволяет использовать этот
метод для обнаружения клеточных патологий [29].
Поскольку различные пространственные масштабы оценки
механических свойств необходимы для понимания ф
изиологических состояний и обнаружения определенных патологий тканей,
очень важно иметь метод визуализации, который заполняет промежуток между шкалами изображений ультразвуковой/магниторезонансной эластографией – (уровень органа) и АСМ-эластографией (клеточный уровень).
Для решения этой проблемы в настоящее время разработаны
эластографические методы, основанные на нескольких способах
оптической визуализации, включая лазерную с
пекл-визуализацию, многофотонную микроскопию, конфокальную микроскопию
и ОКТ [29 – 31]. Среди них OКT представляет собой трехмерную
25
модель визуализации с микронным пространственным разрешением и глубиной изображения миллиметрового масштаба в рассеивающих тканях, что позволяет использовать его в клинических
применениях во многих областях [29 – 37].
Метод OКЭ впервые был предложен в 1998 году [29] для
оценки биомеханических свойств тканей путем измерения локализованной деформации в образце. OКЭ основана на принципах,
реализующих внешнее или внутренн
ее механическое деформирующее воздействие на ткани и методах измерения механических
характеристик ткани с использованием ОКТ визуализации на основе отклика на эти воздействия. По характеру пространственного
воздействия на биологическую ткань методы OКЭ могут быть
классифицированы на методы внешнего и внутреннего деформирующего воздействия, в зависимости от способов создания де-
ормаций и оценки результата методы ОКЭ разделяются на ста-
ф
тические и динамические.
Наиболее информативной количественной оценкой индивидуальных биомеханических свойств ткани является модуль Юнга и коэффициент Пуассона, пространственное распределение
которых c высокой точностью могут быть определены in vivo с
помощью метода ОКЭ. Оценка этих параметров на основе исследований методами ОКЭ во
зможна на микронном уровне, которая недоступна для методов ультразвуковой и магнитнорезонансной эластографии. Модуль Юнга и коэффициент Пуассона являются ключевыми параметрами для многих направлений
исследований в биомеханике, особенно для решения задач индивидуализированного высокоточного математического моделирования. Например, в большинстве исследований по моделированию гемодинамики имеются трудности по определению ме
ханических свойств сосудов, и стенка сосуда моделируется жесткой,
что существенно влияет на расчет гемодинамических параметров. Актуальные сведения о величине модуля Юнга и коэффициента Пуассона для стенки сосуда (артерии) могут быть опреде-
26
лены in vivo на основе метода ОКЭ, где пульсовая волна используется в качестве внутреннего механического деформирующего
воздействия на стенку артерии [27 – 29, 32, 35].
Высокая разрешающая способность ОКЭ обеспечивает возможность проводить диагностические исследования и оценку
индивидуальных биомеханических свойств ткани на основе определения модуля Юнга и коэффициента Пуассона в офтальмологии, кардиологии, сосудистой хирургии, онколо
гии (оценка
состояния роговицы, эластичности сосудов, наличие новообразований и т.п.) [38].
2.1. УСТРОЙСТВА И МЕТОДЫ ОКАЗАНИЯ ДЕФОРМИРУЮЩЕГО ВОЗДЕЙСТВИЯ
Важным аспектом применения ОКЭ является выбор устройств и методов, обеспечивающих внешнее или внутреннее механическое деформирующее воздействие, которое в свою очередь
реализуется в статическом или динамическом режиме. Методы
оказания деформирующего воздействия на биологические ткани
относительно исследуемого участка биологической ткани могут
быть дополнительно классифицированы как контактные и бесконтактные, локализованные и глобаль
Первый самый простой способ для реализации деформирующего воздействия в ОКЭ был реализован в виде статического глобального плоского сжатия, вызванного кольцевым пьезоэлектрическим элементом [29 – 31]. Внутри кольца был размещен эндоскопический зонд.
Равномерная квазистатическая нагрузка [29] по всей площади
образца биологической ткани обеспечивает генерирование сопоставимых перемещений во всех точках исследуемого мате
простую интерпретацию эластограмм (рис. 9, а). В случае непло-
ской поверхности образца, например, поверхности глаза, для соз-
ные.
риала и
27
дания деформирующего воздействия в ОКЭ могут использоваться
гониоскопические устройства.
Локальное деформирующее воздействие может использоваться в статическом режиме, где локальная нагрузка на биологическую ткань создается самим эндоскопическим зондом
(рис. 9, б). В динамическом режиме колебания, созданные, например, концом движущегося стержня (рис. 9, в) при локальном контакте с поверхностью биологической ткани, мо
гут служить источ-
ником упругих волн в исследуемом образце [30, 39].
Квазистатическое глобальное деформирующее воздействие
может быть достигнуто бесконтактным способом с использованием импульсной воздушной струи (рис. 9, г). Бесконтактное локальное динамическое деформирующее воздействие за счет тонкой воздушной струи (рис. 9, г) обеспечивает возбуждение упругой волны в образце [29, 30].
Подобно воздушной струе бесконтактное в
оздействие может
быть создано за счет импульсных лазерных фототермических
волн (рис. 9, д), которые индуцируют упругие волны в исследуемом объеме биологической ткани. На основе этого метода могут
быть созданы компактные оптические зонды, в которых реализуется общий оптический путь, как для компонентов возбуждения,
так и для изображений [29 – 31].
Для создания глобального деф
ормирующего воздействия могут быть использованы акустические волны, распространяемые в
воздушной среде (рис, 9, е). Применение волн ультразвукового
диапазона при бесконтактном методе затруднительно из-за
высокой степени затухания в воздухе генерируемых колебаний
[30, 38 – 40].
Существуют новые методы генерации упругих волн в биологической ткани. Например, упругие волны могут быть вызваны силой Лоренца (рис. 9, ж), во
зникающей при прохождении
постоянного электрического тока через биологическую ткань,
которая помещена во внешнее магнитное поле переменного тока.
28
а) б)
в) г)
д) е)
Рис. 9. Методы оказания деформирующего воздействия
на биологическую ткань (начало)
29
ж)
30
з)
и)
Рис. 9. Продолжение