Способ определения модуля продольной упругости стенки кровеносного сосуда на основе эндоскопической оптической когерентной томографии
METHOD OF DETERMINING MODULUS OF LONGITUDINAL FLEXIBILITY OF A VESSEL WALL BASED ON ENDOSCOPIC OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY

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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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).
Затем, производят последовательное вычисление четырех параметров (S - площадь поверхности на которую оказывается деформирующее воздействие, F - нормальная составляющая деформирующей силы,  - продольные смещения структур исследуемой биологической ткани и  - продольные размеры деформируемой области), необходимых для нахождения модуля продольной упругости Е.
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).
сист
диаст
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 Р и диастолическим давлением Р
сист
диаст
F=S⋅(Р - Р)
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.
Для определения двух оставшихся параметров ( и ) необходимо знать величины смещений, возникающих в заданном участке стенки исследуемого кровеносного сосуда. Вышеупомянутое равенство площадей сканирования при получении первого структурного изображения и второго структурного изображения существенно упрощает действия по оценке величины смещений, возникающих в заданном участке стенки исследуемого кровеносного сосуда. Для нахождения этих смещений на первом структурном изображении и на втором структурном изображении последовательно выделяют контрольные пиксели, т.е. пиксели по которым смещения будет легче всего определить. Такие пиксели чаще всего располагаются на границах контрастных структур и могут быть найдены посредством целой группы известных алгоритмов машинного зрения. Примерами таких алгоритмов могут служить алгоритм Харриса (Harris и Stephens, 1988 г.) алгоритм сегментации круговых окрестностей (алгоритм SUSAN, Smith и Brady, 1997 г.), алгоритм ускоренных испытаний сегмента (алгоритм FAST, Rosten и Drummond, 2005 г.) и т.п. Далее контрольные пиксели группируют в пары, таким образом, чтобы каждый контрольный пиксель с изображения деформированной стенки кровеносного сосуда (второе структурное изображение) с наибольшей вероятностью соответствовал некоторому контрольному пикселю с изображения недеформированной стенки кровеносного сосуда (первое структурное изображение), причем один контрольный пиксель может одновременно состоять только в одной паре контрольных пикселей. Алгоритмы сопоставление контрольных точек также широко известны. Примерами могут служить: алгоритм ускоренного поиска устойчивых соответствий (алгоритм SURF, Bay, Tuytelaars и Van Gool, 2006 г.), алгоритм быстрого зрительного сопоставления ключевых точек (алгоритм FREAK, Alahi, Ortiz и Vandergheynst, 2012 г.), алгоритм бинарных устойчивых инвариантных масштабируемых ключевых точек (BRISK, Leutenegger, 2011 г.) и т.п. После попарного сопоставления контрольных точек независимо определяются векторные величины смещений контрольных пикселей второго структурного изображения (деформированная стенка кровеносного сосуда) относительно контрольных пикселей первого структурного изображения (недеформированная стенка кровеносного сосуда). Поскольку предложенный способ направлен на определение модуля продольной упругости вычисляются продольные смещения пикселей  для каждой пары контрольных пикселей. Для этого векторные величины смещений пикселей для каждой пары контрольных пикселей независимо раскладывают по координатным осям и продольные смещения пикселей  для каждой пары контрольных пикселей приравнивают проекциям векторов смещения пикселей на ось ординат.
Четвертый параметр () также определяется на основе продольных смещений пикселей. Продольные размеры деформируемой области  представляют собой ту часть недеформированного и деформированного структурных изображений стенки кровеносного сосуда, которая заключена между наименее и наиболее глубоко залегающими (по оси ординат) контрольными пикселями. Учитывая, что для определения  уже были вычислены проекции векторов смещения пикселей на ось ординат,  находим, объединяя эти проекции.
Далее модуль продольной упругости вычисляется по общеизвестной формуле:
,
и визуализируется посредством пользовательского интерфейса. Причем, учитывая, что продольные смещения структур исследуемой биологической ткани  являются массивом данных, а параметры F, S и  для отдельных клинических случаев являются постоянными величинами, принципиально возможной является визуализация не только усредненного значения модуля продольной упругости, но его пространственного распределения для стенки исследуемого кровеносного сосуда.
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.
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).
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).
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.
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.
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.
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.