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
Альтернативой пропусканию электрического тока является
использование магнитных наночастиц, включенных в биологический образец, который также находится во внешнем переменном
магнитном поле (рис. 9, з). Эти частицы используются для созда-
ния упругих волн [29].
Важно отметить, что, несмотря на обилие известных методов
оказания деформирующего воздействия имеется широкое поле
деятельности для проведения дальнейших разработок.
Целесообразно ис
воздействие на биологическую ткань создается без внешней силы
за счет работы самого организма. Пульсовая волна обеспечивает
колебания стенок сосудов (рис. 9, и). Испытуемый может сам
производить такие движения, которые создают упругие волны в
исследуемой ткани.
пользовать варианты, где деформирующее
2.1.1. Квазистатическая или компрессионная эластография
Под квазистатической (статической) или компрессионной
ОКЭ понимается процедура оценки механических свойств исследуемого биообъекта или его части в результате сравнения сигналов,
полученных методами эндоскопической ОКТ и характеризующих
деформацию тканей до и после сжатия исследуемого образца.
В рассматриваемом случае речь идет о сравнении двух структурных изображений, полученных методом эндоскопической ОКТ.
Такие изобра
отраженного излучения ближнего инфракрасного диапазона.
В работах [29 – 31] отмечается, что одновременное использование одноосного и однородного уровня деформирующего воздействия на всем нагружаемом участке является наиболее предпочтительным вариантом исследования. Наиболее разработанными методами в компрессионной ОКЭ являются методы сжатия,
основанные на отслеживании спекл-эффекта, кот
ются в методологии корреляции [41] цифровых изображений. Эта
методология включает цифровую объемную корреляцию, что по-
жения строятся на основе рассеянного назад и обратно
орые использу-
31
зволяет измерять полный тензор деформации в ОКТ. В методах
отслеживания спеклов требуется, чтобы поле спекла в обоих изображениях оставалось коррелированным, поэтому смещение между измерениями должно быть ограничено примерно половиной
размера спекла, обычно соответствующее деформации в диапазоне 1 – 2%. Ядра корреляционного усреднения должны содержать
такие спеклы для измерения смещения, которые представляют
собой компромисс между простран
ственным разрешением и чувствительностью к деформации. Размер ядра по спекл-треку на сегодняшний день в среднем составляет от 7 до 16 пикселей (от нескольких вокселов до несколько десятков вокселов). Это ухудшение разрешения должно быть противопоставлено фазочувствительному, сжимающему OКЭ, в котором поддерживается боковое разрешение OКT, но измер
яется только компонент осевой деформации
и с осевым разрешением, близким к осевому отслеживанию.
Применение метода компрессионной эластографии можно
продемонстрировать на примере определения механических
свойств стенки церебральной артерии. На рисунке 10 показаны
изображения OКЭ, полученные с использованием квазистатического сжатия и отслеживания деформации структур по контрольным точкам.
Зондом прямого обзора по
лучают структурные ОКТ изображения стенки церебральной артерии в моменты систолы и диастолы. Полученные структурные изображения для удаления шумов
подвергают фильтрации. Затем на очищенных изображениях выделяют контрольные точки (не менее 100 точек), по которым
сравниваются В-сканы. Вычисляют смещение для каждой пары
контрольных точек, т.е. находят деформацию отдельных участков
стенки ар
Юнга E рассчитывается следующим образом [29, 37, 42]:
терии под воздействием пульсовой волны. Далее модуль
l
F
E
⋅=
,
Δ
l
S
где F – нормальная составляющая деформирующей силы, с которой кровь действует на стенки сосудов; S – площадь поверхности,
32
а)
б)
в)
Рис. 10. Компрессионная эластографии в ОКТ
33
на которую воздействует деформирующая сила (площадь области
сканирования зонда прямого обзора); l – продольные размеры деформируемой области; Δl – усредненное значение вычисленной
по контрольным точкам относительной продольной деформации
для отдельных участков стенки церебральной артерии с аневризмой.
Сила F приближенно вычисляется через разность систолического и диастолического давления, которые могут быть измерены
инваз
ивно в клинической практике, например, с помощью системы «Volcano ComboMap» (фирма «Philips», Нидерланды). Так как
толщина стенок аневризмы соизмерима с глубиной когерентного
зондирования (ГКЗ) эндоскопической ОКТ системы, l приближенно
считается равной ГКЗ. При вычислении Δl берутся во внимание
только вертикальные проекции векторов деформаций отдельных
участков стенки артерии под воздействием пульсовой волны.
Коэффициент Пуассона μ опред
еляется следующим образом
[38, 39]:
lddΔΔ
=μ
,
l
где d – поперечные размеры деформируемой области, равные
длине области сканирования эндоскопической ОКТ системы;
Δd – усредненное значение относительной поперечной деформации для отдельных участков стенки церебральной артерии с аневризмой, вычисленное по горизонтальным проекциям векторов
деформаций.
Методы компрессионной ОКЭ и эластографии при ультразвуковых исследованиях имеют очень близкую аналогию. Компрессионная ультразвуковая эласт
ография нашла широкое применение в клинической практике при диагностике и мониторинге изменений злокачественных образований молочной железы,
простаты, щитовидной железы и др. Методы компрессионной
ОКЭ по сравнению с ультразвуковой эластографией являются
менее разработанными, но имеют хорошие перспективы исполь-
34
зования в медицинской диагностике. Это связанно с высоким
разрешением метода ОКЭ и широкими возможностями математической обработки данных.
2.1.2. Динамическая эластография
В динамической эластографии оценка механических свойств
исследуемой биологической ткани проводится на основе исследования распространения в образце сдвиговых волн. Скорость распространения таких волн в тканях с различными механическими
свойствами будет существенно отличаться. Глубина изображения
OКT ограничена первыми несколькими миллиметрами в биологической ткани, анализ упругих волн ограничивается поверхностными слоями [3
0, 43 – 45]
Большинство методов генерации упругих волн в биологической ткани создают точечное осевое продольное смещение, которое запускает сдвиговую волну. Такие волны, распространяющиеся вблизи поверхности (волны Рэлея), содержат как продольные,
так и вертикальные компоненты сдвига относительно направления движения.
При анализе распространения поверхностных упругих волн
используются временной и пространственный подходы. В
ременной подход включает в себя анализ смещения как функцию времени путем количественной оценки таких параметров, как амплитуда смещения, скорость восстановления и частотную зависимость [27]. Пространственный подход заключается в анализе распространяющихся упругих волн в зависимости от положения путем количественного определения параметров, таких как затухание амплитуды, групповые и фазо
вые скорости и их частотные
зависимости. Все эти методы и их комбинации предоставляют
информацию о вязкоупругих свойствах с помощью соответствующих аналитических моделей.
Пространственная оценка распространения упругих волн ши-
роко используется в ультразвуковой и в магнитно-резонансной
35
эластографии и была принята в ОКЭ. Скорость упругой волны
может быть вычислена из отношения расстояния распространения
к временной задержке, которое обычно получается путем взаимной корреляции локальных профилей осевого смещения OКЭ
вдоль пути распространения волны. Измерение скорости волны в
разных пространственных координатах позволяет отображать и
быстро оценивать механические свойства.
Для расчета скор
ости волны требуются измерения только в
двух пространственных координатах. На практике для получения
надежных скоростей упругих волн используются измерения от 20
до 30 пространственных местоположений, что уменьшает достигнутое пространственное разрешение. Так скорости упругих волн в
большинстве мягких тканей варьируются от 1 до 5 м/с. Время
прохождения волны, движущейся со скоростью 5 м/с для перем
ещения 3 мм, составляет примерно 0,6 мс. Для изображения распространения волны с поперечным пространственным разрешением 100 мкм, требующим 30 кадров в отображаемой области, необходима частота кадров B-сканирования OКT, равная 50 кГц. Чтобы поддерживать такое же поперечное разрешение в B-режиме
(100 мкм), требуется скорость A-сканирования 1,5 МГц. Современные достижения в лазерной технологии с фазово
й синхронизацией с Фурье-доменом позволили достичь такой высокой частоты кадров [39, 44]. Однако этот сверхбыстрый метод OКЭ подразумевает присущий компромисс между временными и поперечными пространственными разрешениями. Совершенствование как
временных, так и поперечных пространственных разрешений абсолютно необходимо в будущих клинически ориентированных
разработках ОКЭ. Осевое разрешение методов OCЭ на осно
ве
сдвиговых волн ограничено теоретически осевым разрешением
ОКТ (7…15 мкм).
Метод динамической ОКЭ имеет много аналогий и схожих
проблем с динамической эластографией при ультразвуковых исследованиях. Например, при проведении ультразвуковых иссле-
36
дований необходимо иметь очень высокую частоту кадров, чтобы
получить информацию в достаточно широкой зоне обзора о перемещении максимума сдвиговых волн на всех глубинах. Для решения этой проблемы для ультразвуковой динамической эластографии разработан специальный способ сканирования. Необходимость использования в динамическом методе эластографии высокой частоты кадров в ультразвуковых исследова
ниях и ОКЭ приводит к снижению разрешающей способности. Однако преимуществом этого метода по сравнению с компрессионной эластографией является более высокая точность определения механических
характеристик биологической ткани [45, 46].
Методы компрессионной и динамической ОКЭ находятся в
настоящее время в развитии. Требует решения проблема точности
определения механических характеристик биологической ткани,
представление эластограмм в 3D
-формате, развитие эндоскопиче-
ской ОКЭ и др.
2.2. ПОДХОДЫ К ОПРЕДЕЛЕНИЮ МЕХАНИЧЕСКИХ СВОЙСТВ МЯГКИХ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ
Для количественного определения механических свойств
мягких биологических тканей в ОКЭ разработан ряд подходов.
На основе полученной эластограммы измеряют параметры, характеризующие реакцию образца на статическую или динамическую
нагрузку, и на основе принятой модели классической механики,
которая определяет соотношение между этими параметрами и
биомеханическими свойствами ткани, находят конкретные значения биомеханических характеристик, н
апример модуль Юнга.
Эти подходы можно разделить на три основные категории:
определение механических свойств на основе нахождения амплитуды смещения или деформации, собственной и резонансной частоты, скорости распространения упругих волн в мягкой биологической ткани.
37
По аналогии с испытанием на одноосное сжатие, методы
ОКЭ, в которых на эластограмме определяют амплитуду смещения или определяют модуль Юнга на основе одномерного закона
Гука. При моделировании биологической ткани как изотропного
упругого материала закон Гука определяет линейную зависимость
между напряжением, приложенным к образцу, и деформацией.
Здесь напряжение σ равно отношению приложе
нной силы F к
площади поперечного сечения S нагружаемого образца и определяется как σ = F/S. Относительная оценка деформации образца
находится как ε = Δl/l, где Δl – величина деформации, а l – исходная длина образца. Основываясь на законе Гука, модуль Юнга E
выражается как [29, 37]
Fl
σ
E
=
=
ε
.
lS
Δ
Модуль Юнга является непосредственной мерой жесткости
образца. Таким образом, при приложении равномерной нагрузки
деформация ε или амплитуда деформации Δl создает эластограмму, на которой ткани контрастируют в зависимости от механических свойств.
Эмпирические вязкоупругие модели, такие как модель Кельвина-Фойгта и модель Максвелла, широко используются для описания механического поведения биол
огических тканей. Основываясь на одномерном законе Гука с линейным соотношением напряжения и деформации и законе, характеризующем поведение
вязкой жидкости, биологическую ткань можно представить в виде
модели, которая описывает упругие и вязкие свойства образца
ткани. Зависимость между приложенной силой F(t) и полученным
смещением x(t) образца может быть п
ренциального уравнения второго порядка [38]:
2
txd
m =++
2
dt
R
dt
редставлена в виде диффе-
)()(
tdx
),()(
tFtkx
где m – масса образца; R – коэффициент динамической вязкости,
k – коэффициент, характеризующий жесткость.
38
Решая это уравнение смещение x(t) и собственная частота ко-
лебаний f определяется соответственно:
R
−
m
2
и
1
f −
=
k
2
m
π
()
4
ϕ+π=
ftBetx
2cos)(
R
m
2
,
2
где B – амплитуда колебаний, φ – фазовый коэффициент колебаний. Если принять вязкость биологической ткани постоянной, то
жесткость будет k линейно связана с квадратом собственной частоты. Таким образом, собственная частота колебаний биологической ткани может быть отображена на эластограмме, по которой
определяется жесткость образца [29, 34].
Кроме непосредственного использования собственной часто-
ты в качестве индик
атора, явление резонанса также может быть
отображено на эластограмме с целью определения биомеханических характеристик ткани. Резонанс возникает, когда частота
внешнего динамического деформирующего воздействия соответствует собственной частоте образца, вызывая увеличение амплитуды смещения или деформации. Поскольку ткань с различной
жесткостью имеет различные собственные частоты, возникающие
колебания в образце формируют элас
тограмму. Явление резонанса дает возможность оценить собственную частоту образца, по
которой количественно измеряется жесткость биологической ткани [45].
Характер распространения механических волн также может
отражать информацию о вязкоупругих свойствах биологической
ткани. Оценка механических характеристик материала, основанная на изучении распространения механических волн, широко
применяется в таких областях, как сейсмология, исследование
мат
ериалов, а так же в ультразвуковой и магнитно-резонансной
39
эластографии. Для методов ОКЭ сдвиговая волна и поверхностная
волна представляют собой два типа механических волн, которые в
основном используются для визуализации и количественного определения биомеханических свойств [43 – 46].
Моделируя образец как однородное изотропное тело Кельвина-Фогта, и если сделать предположения о пренебрежимо малой
вязкости исследуемой биологической ткани, о несжимаемости для
образцов мяг
ких тканей, то скорость распространения cs плоской
сдвиговой волны связана с модулем Юнга E и плотностью ρ по
формуле [30]:
2
.3
cE ρ=
s
Это уравнение позволяет оценить механические свойства образца с помощью простого соотношения, основанного на скорости
сдвиговой волны, которая может быть измерена методом ОКЭ на
основе получаемых эластограмм.
Детектирование сдвиговой волны в ткани производится посредством анализа фазовой информации из комплексных сигналов ОКТ. В частности, скорость сдвиговой волны рассчитывается по о
тношению расстояния распространения к временной задержке, которое обычно получается через кросс-корреляцию
профилей локальной деформации вдоль распространения волны.
Кроме того, фазовая задержка распространения волны и частота
сдвиговой волны также могут быть использованы для количественной оценки времени распространения волны среди позиций
измерения.
2.3. ЭЛАСТОГРАФИЯ МЕТОДОМ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ В МЕДИЦИНЕ
Уникальные возможности метода ОКЭ для биомеханической
визуализации и количественной оценки различных механических
характеристик тканей имеет большое значение для клинической
40