Спосіб аналізу турбулентності руху біологічних рідин

Реферат: Спосіб аналізу турбулентності руху біологічних рідин включає виконання запису електромагнітного зображення до і після введення контрастної речовини до порожнини органа, порівняння отриманих кадрів та формування кінопетлі. Порівняння кадрів здійснюють порівнянням кожного кадру з наступним, отримують диференціальний кадр як попіксельну різницю яскравості двох послідовних кадрів, створюють серії диференціальних кадрів. Формування кінопетлі здійснюють із серії диференціальних кадрів, при цьому додатково здійснюють введення контрастної речовини до судин, що поставляють кров до органа. Виконують створення ізофот в диференціальних кадрах кінопетлі, як ліній, що обмежують площі рівної яскравості шляхом підрозділу її діапазону на 5 підрівнів за формулою Δ=(umaxumin,)/4. Відповідно, при цьому аналізують крайні ізофоти, що віднесені від umax та umin на величину Δ/2. За допомогою створених ізофот обчислюють ступінь турбулентності як відношення загальної довжини контуру вибраної ізофоти до довжини круглого об'єкта, який має площу еквівалентну досліджуваній (Sobj-Sсirc) за формулою; kturb=Lobj/Lcirc. UA 82466 U (54) СПОСІБ АНАЛІЗУ ТУРБУЛЕНТНОСТІ РУХУ БІОЛОГІЧНИХ РІДИН UA 82466 U UA 82466 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 Корисна модель належить до медицини, а саме променевої діагностики в кардіології, ангіології, гастроентерології, та може бути використана для оцінки стану фізіологічних процесів, наприклад виявлення серцевої недостатності на доклінічному етапі та оцінки якості проведеного лікування за рахунок аналізу турбулентності руху крові. Проблема пошуку нових методів оцінки функціонального стану фізіологічних процесів, зокрема серцево-судинної системи є дуже актуальною тому, що з кожним роком зростає кількість хворих з цією патологією, яка є головною причиною смертності серед дорослого населення. Велика кількість потенційних хворих потребують виявлення та ретельної діагностики цих процесів на ранніх стадіях захворювання та визначення його прогнозу. Як і всяка рідина, кров під час руху може утворювати складні випадкові коловороти та течії з'являється турбулентність, що веде до зростання опору руху крові. Зазвичай ступінь турбулентності залежить від в'язкості і швидкості руху рідини, а також від нерівності стінок об'єкта, крізь який вона рухається. В організмі людини і тварини серце механічно створює пульсуючі потоки, які розповсюджуються по різним ділянкам серцево-судинної системи, надаючи умови для постійного змішування наявної там крові з тією кров'ю, що періодично надходить. Очевидно, що найменш можливий ступінь турбулентності веде до мінімального опору руху крові і створює оптимальні умови для її ефективного руху. Таким чином, в здоровому серці і судинах кров повинна рухатися відносно ламінарно, не утворюючи значних локальних рухів. У разі тих чи інших захворювань з'являються фактори, що провокують появу збільшеної турбулентності. Відомі наступні основні методи оцінки турбулентності руху крові в серці та по судинах: - ультразвукове дослідження серця та судин, в ході якого можливо отримати та вивчити швидкості руху потоків крові за рахунок використання допплерівського сканування, при цьому про збільшення турбулентності свідчить наявність потоків крові з різною швидкістю, які обумовлюють зміну однорідної "темної" площини з центральним вікном під кривою швидкості руху на різнорідну "строкату" сіру шкалу (Essential echocardiography: a practical handbook with DVD / edited by Scott D. Solomon / Humana Press Inc.-2007.-458 p.); - ядерно-магнітне резонансне дослідження серця та судин з достатньою кількістю зрізів дозволяє отримати картину надходження та проходження крові через ці структури в необхідних площинах за рахунок різної яскравості рухливої крові, що надходить до порожнини, та стабільної крові, що в ній є (Clinical Cardiac MRI / J. Bogaert, S. Dymarkowski, A.M. Taylor / Springer.-2005.-564 p.); Відомий спосіб контрастної вентрикулографії, що описаний в книзі Меркулова Е.В., Миронова В.Μ., Самко А.Н. "Коронарная ангиография, вентрикулография, шунтография. В иллюстрациях и схемах" (див. Медика-Медиа, 2011). Він включає запис рентгенологічної картинки зі швидкістю 25-30 кадрів в секунду з подальшим формуванням кінопетлі під час введення контрастної речовини до порожнини шлуночка крізь катетер. Ця речовина заповнює шлуночок, змішується там з кров'ю, що там знаходиться, та потім викидається зі скороченнями серця в аорту. При цьому кров, яка не змішана з контрастом, надходить до шлуночка крізь мітральний клапан. Той факт, що ця кров має іншу рентгенівську прозорість, дозволяє дослідити характер руху "нової" крові в порожнині шлуночка. Основним загальним недоліком описаних методів є те, що для оцінки турбулентності вони можуть дати лише якісні характеристики стану руху крові. Жодна з них не дозволяє виділити, оцінити, а також дигітально обчислити (виконати кількісний вимір) саме ступінь турбулентності руху рідини крізь анатомічні структури. Найбільш близьким до корисної моделі є спосіб обробки даних радіологічних досліджень судин в режимі дигітальної субтракції, що описаний в книзі Physics of Medical X-Ray Imaging: Bruce Hasegawa (Madison.-1991.- Chapter 10). Він включає виконання запису електромагнітного (рентгенологічного) зображення до і після введення контрастної речовини до порожнини органа крізь катетер, порівняння отриманих кадрів та формування кінопетлі. Порівняння кадрів здійснюють порівнянням кожного кадру після введення контрасту з кадром, отриманим до його ведення, при цьому видаляють нерухомі об'єкти, до яких не потрапив контраст (режим дигітальної субтракції). Застосування режиму дигітальної субтракції дозволяє вилучити нерухомі об'єкти та покращити якість зображення за рахунок порівняння кадрів перед веденням контрасту з кадрами максимальної насиченості контрастом із формуванням "різницевого" зображення судин. Але зазначений спосіб дозволяє візуалізувати в межах одного кадру лише чіткі анатомічні зображення судин, а не рух їх стінок, тобто тільки оптимізує результати стандартної ангіографії. 1 UA 82466 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 В основу корисної моделі поставлено задачу створення удосконаленого способу, який дозволяє здійснювати виявлення серцевої недостатності на доклінічному етапі та оцінки якості проведеного лікування за рахунок аналізу турбулентності руху крові шляхом цифрової оцінки швидкості та ступеня фрагментації потоку рідини на вході в досліджуваний орган або його частину. Поставлена задача вирішується тим, що в способі аналізу турбулентності руху біологічних тканин, який включає виконання запису електромагнітного зображення до і після введення контрастної речовини до порожнини органа, порівняння отриманих кадрів та формування кінопетлі, згідно з корисною моделлю, порівняння кадрів здійснюють порівнянням кожного кадру з наступним, отримують диференціальний кадр як попіксельну різницю яскравості двох послідовних кадрів, створюють серії диференціальних кадрів, формування кінопетлі здійснюють із серії диференціальних кадрів, при цьому додатково здійснюють введення контрастної речовини до судин, що поставляють кров до органа, також виконують створення ізофот в диференціальних кадрах кінопетлі, як ліній, що обмежують площі рівної яскравості шляхом підрозділу її діапазону на 5 підрівнів за формулою Δ=(umax-umin, )/4, де umax та umin - максимальні та мінімальні значення яскравості, відповідно, при цьому аналізують крайні ізофоти, що віднесені від umax та umin, на величину Δ/2; за допомогою створених ізофот обчислюють ступінь турбулентності як відношення загальної довжини контуру вибраної ізофоти до довжини круглого об'єкта, який має площу еквівалентну досліджуваній (Sobj-Sсirc) за формулою: kturb=Lobj/Lcirc, де kturb - ступінь турбулентності; Lobj - загальна довжина контуру досліджуваних ізофот; Lcirc - довжина контуру круглого об'єкта; Sobj - площа досліджуваних ізофот, Sсirc - площа круглого об'єкта. Створення серії диференціальних кадрів та спосіб їх отримання дозволяють аналізувати не первинні, а різницеві (диференціальні) кадри, одержувані як попіксельна різниця двох звичайних стандартних послідовних кадрів діагностичної кінопетлі, Тобто, різницевий (диференціальний) кадр утворюється як кадр, кожна точка якого є різницею яскравості двох однойменних точок послідовних кадрів. Запропоновані диференціальні кадри дозволяють підкреслити зміни вхідного процесу, наприклад при проведенні вентрикулографії чітко виділити динаміку просування крізь мітральний клапан нативної "чистої" крові по лівому шлуночку, заповненому сумішшю крові та введеної до нього контрастної речовини. Виконання порівняння кожного попереднього кадру з наступним, в свою чергу, дозволяє видалити нерухомі компоненти вхідних кадрів на різницевому кадрі і чітко виділити динамічну компоненту на результуючих диференціальних кадрах, тобто підкреслити зміни вхідного процесу. Введення контрастної речовини в кровоносні органи (переважно вени, наприклад при введенні контрасту до кубітальної вени) дозволяє уникнути додаткового втручання катетером до порожнини досліджуваного органа (наприклад серця) і тим самим зменшити травматизацію і ризик виникнення ускладнень. Методика обробки диференціальних кадрів з побудовою ізофот (ліній, що обмежують об'єкти рівної яскравості) для серії послідовних диференціальних кадрів дозволяє в подальшому обчислити зміни ступеня турбулентності. Так як інтерес представляють зрізи яскравості на декількох рівнях, то необхідно будувати кілька ізофот. Спосіб показано на кресленнях, на яких зображено: Фіг. 1а - рух крові по судині, судина неушкоджена, відносно кругла, турбулентності немає; Фіг. 1б - те ж саме, турбулентність зростає, з'являється фрактальність (порізана межа); Фіг. 1в - те ж саме, турбулентність зростає, єдиний струмінь крові розпадається на кілька окремих об'єктів; Фіг. 2 - послідовна динамічна серія диференціальних кадрів; Фіг. 3 - схема утворення рівнів ізофот; Фіг. 4 - клінічний приклад, сформовані чотири ізофоти в послідовних кадрах; Фіг.5 - динаміка ізофот. Спосіб реалізується таким чином. Суть запропонованої диференціальної методики полягає в тому, що аналізуються не первинні, а різницеві (диференціальні) кадри, одержувані як попіксельна різниця двох звичайних стандартних кадрів. Тобто різницевий (диференціальний) кадр утворюється як кадр, кожна точка якого є різницею яскравості двох однойменних точок послідовних кадрів. Здійснюють побудову ізофот (ліній, що обмежують об'єкти рівної яскравості) Вибір рівнів ізофот здійснюють, виділяючи деякі відносні максимум і мінімум яскравості, які залежать від загального співвідношення "яскравих" та "темних" областей і тому не обов'язково збігаються з реальними максимумом і мінімумом сигналу і, відповідно, не обов'язково симетричні відносно нуля. Весь цей діапазон поділяється на 5 підрівнів, рознесених на відстань 2 UA 82466 U 5 10 15 20 Δ, де Δ=(umax-umin, )/4, де umax та umin - максимальні та мінімальні значення яскравості, відповідно, Центральний рівень як найбільш "сірий" не є інформативним і не аналізується, а крайні ізофоти мають рівні umax-Δ/2 та umin+Δ/2. Кількісну оцінку ступеня турбулентності здійснюють на основі показника відношення загальної довжини границі вибраної ізофоти до довжини окружності еквівалентного круглого об'єкта, що має ту ж площу, що і фігура, яка обмежена цією ізофотою. Якщо це відношення наближається до одиниці, то турбулентність відсутня. Зі збільшенням турбулентності - це відношення зростає. Таким чином, за способом створюють лінії, що обмежують ділянки рівної яскравості (ізофоти), за допомогою котрих далі вираховують ступінь турбулентності як відношення загальної довжини контуру вибраної ізофоти до довжини контуру круглого об'єкта (який має рівну ізофоти площу (Sobj=Sсirc) за формулою; kturb-Lobj/Lcirc, де kturb - ступінь турбулентності; Lobj загальна довжина контуру досліджуваних ізофот; Lcirc - довжина контуру круглого об'єкта; Sobj площа досліджуваних ізофот; Sсirc - площа еквівалентного круглого об'єкта. Застосування такого способу аналізу до диференціальних кадрів, дозволяє отримати дані про ступінь турбулентності потоку біологічних рідин (насамперед крові в серці і судинах). Докладний опис способу наведено на прикладі його застосування в клініці. Клінічний приклад. Пацієнтка Г., 64 роки, страждає на серцеву недостатність, була проведена вентрикулографія, з кадрів якої створені диференціальні кадри з виділенням динаміки просування крові по лівому шлуночку. За описаною методикою сформовані чотири ізофоти (по два відтинка світлого та темного кольору) (фіг. 4), виконані необхідні обчислення ступеня турбулентності (для середнього кадру представлені в таблиці). Таблиця i 1 2 3 4 U -7.5 -2.5 2.5 7.5 L 944 3477 4151 1081 S 1402 8047 15653 6304 K 7.11 10.93 9.36 3.84 25 30 35 40 45 У таблиці (при Umax=10 та Umin=-10): i - номер контуру ізофот, U - рівень зрізу яскравості, L довжина границі контуру ізофот [піксел], S - площа ізофот [піксел], k-kturb=Lobj/Lcirc, тобто відношення загальної довжини кордону контуру L до довжини окружності круглого об'єкта, що має ту ж площу S, що і досліджуваний об'єкт. Вищезгадані дані (L, S та k), отримані з серії послідовних кадрів нанесені на три графіка на фіг. 5. Для діагностики найбільш цікаві мінімальні значення k на кривих 3 та 4, відповідні верхнім "світлим" ізофотам, які характеризують рух крові, що надходить у шлуночок через мітральний клапан. В ході проведених досліджень нами було виявлено, що при відносно здоровому серці мінімум kturb відповідає двум. У разі захворювань цей мінімум збільшується до 4 і більше. Важливо, що крім оцінки ступеня турбулентності в окремих кадрах доцільно визначати швидкість її змін (наростання) в серії послідовних кадрів кардіоциклу. Таким чином, спосіб дозволяє неінвазивно, по непрямим показникам визначити ступінь турбулентності руху біологічної рідини (наприклад крові), що є особливо важливим для хворого, у якого пряме визначення не завжди можливе. Збільшення турбулентності пов'язане з імовірністю наявності патології і може бути використане, наприклад, як один з діагностичних критеріїв серцевої недостатності. Спосіб може бути використаний для аналізу даних контрастної вентрикулографії серця, а також при інших дослідженнях серця та судин, перш за все при ядерно-магнітній резонансній томографії, яка не потребує ведення контрасту та є цілком неінвазійною, а також у інших розділах фізіології та медицини, які пов'язані з пульсуючим рухом біологічних рідин. ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 50 Спосіб аналізу турбулентності руху біологічних рідин, який включає виконання запису електромагнітного зображення до і після введення контрастної речовини до порожнини органа, порівняння отриманих кадрів та формування кінопетлі, який відрізняється тим, що порівняння 3 UA 82466 U 5 10 кадрів здійснюють порівнянням кожного кадру з наступним, отримують диференціальний кадр як попіксельну різницю яскравості двох послідовних кадрів, створюють серії диференціальних кадрів, формування кінопетлі здійснюють із серії диференціальних кадрів, при цьому додатково здійснюють введення контрастної речовини до судин, що поставляють кров до органа, також виконують створення ізофот в диференціальних кадрах кінопетлі, як ліній, що обмежують площі рівної яскравості шляхом підрозділу її діапазону на 5 підрівнів за формулою Δ=(umax-umin,)/4, де umax та umin - максимальні та мінімальні значення яскравості, відповідно, при цьому аналізують крайні ізофоти, що віднесені від umax та umin на величину Δ/2; за допомогою створених ізофот обчислюють ступінь турбулентності як відношення загальної довжини контуру вибраної ізофоти до довжини круглого об'єкта, який має площу еквівалентну досліджуваній (Sobj-Sсirc) за формулою; kturb=Lobj/Lcirc, де kturb - ступінь турбулентності; Lobj - загальна довжина контуру досліджуваних ізофот; Lcirc - довжина контуру круглого об'єкта; Sobj - площа досліджуваних ізофот, Sсirc - площа круглого об'єкта. 4 UA 82466 U 5 UA 82466 U Комп’ютерна верстка М. Мацело Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Урицького, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП “Український інститут промислової власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 6