Методы измерения жесткости печени: основы

Введение в жесткость

Заболевания печени, такие как неалкогольная жировая болезнь печени (НАЖБП) / неалкогольный стеатогепатит (НАСГ), алкогольная болезнь печени, вирусный гепатит, а также другие, могут характеризоваться накоплением материала внеклеточного матрикса (коллаген, фибронектин, протеогликаны и гликозаминогликаны), жиров и триглицеридов или образованием рубцов на тканях, все из которых повышают жесткость тканей. С биологической точки зрения жесткость тканей важна для противодействия силам на клеточном, внутриклеточном и надклеточном уровнях и для направления миграции клеток посредством дуротаксиса. Хотя хронические заболевания печени могут сопровождаться повышенной жесткостью тканей, они часто протекают бессимптомно при нормальных лабораторных тестах и результатах визуализации. С момента появления объективных показателей жесткости печени с помощью визуализации эластичности жесткость печени зарекомендовала себя как точный суррогатный биомаркер многих заболеваний печени.

В отличие от традиционной ультразвуковой визуализации В режиме B, которая обнаруживает отражения из-за различий в акустических свойствах подлежащих тканей, визуализация эластичности основывается на различиях в механических свойствах мягких тканей. Следовательно, понимание методов визуализации эластичности требует понимания механических и акустических свойств мягких тканей, механизмов возмущения тканей и механизмов измерения смещения тканей.

Механика мягких тканей

Жесткость материала, или эластичность, является мерой степени сопротивления упругой деформации в ответ на приложенное усилие. Жесткость измеряется в единицах давления в паскалях и рассчитывается как отношение между приложенным напряжением (приложенной силой на единицу площади) и результирующей деформацией (изменением длины на единицу длины) материала. Напряжение и деформация являются тензорными величинами второго порядка и в совокупности полностью описывают состояние деформации материала. Таким образом, визуализация эластичности основывается на воздействии внешней силы на мягкие ткани и измерении смещения ткани для расчета жесткости как биомаркера заболевания. Ниже приводится определение жесткости ткани в терминах измеряемых величин, используемых обычными методами визуализации.

Стресс может быть представлен в виде

<Пядь роль=презентация свойство tabindex=0 ИД=MathJax-Элемент-1-рамки класса=MathJax стиль=»позицию: относительный» данных-языка MathML=’σij=∫fidxj=∫paidxj’>?программы IJ=∫?????=∫??????σij=∫fidxj=∫paidxj σij=∫fidxj=∫paidxj

где <Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-2-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’a→’>?→a→ a → — ускорение частицы, <Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-3-кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’f→’>?→f → f → представляет приложенную силу на единицу объема, ρ — плотность материала, а σ ij — тензор напряжений. В методах визуализации эластичности усилие обычно прикладывается с использованием статического внешнего сжатия, силы акустического излучения или внешнего вибрационного механизма. Обычно предполагается, что плотность материала равна плотности воды, и она не оценивается по данным визуализации.

Тензор деформации, <SPAN role=presentation tabIndex=0 id=MathJax-Element-4-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’eij’>?ijeij ε ij , может быть представлен в виде

<Пядь роль=презентация свойство tabindex=0 ИД=MathJax-элемент-5-каркасный класс=MathJax стиль=»позицию: относительный» данных-языка MathML=’eij=12(duidxj+dujdxi+dujdxiduidxj)’>?программы IJ=12(??????+??????+????????????)eij=12(duidxj+dujdxi+dujdxiduidxj) eij=12(duidxj+dujdxi+dujdxiduidxj)

где <Роль диапазона=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-6-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’u→’>?→u→ u → представляет смещение. Смещение обычно измеряется в методах ультразвуковой визуализации путем корреляции временных сдвигов с использованием ультразвуковых радиочастотных данных, фазовых сдвигов синфазных и квадратурных данных (IQ) , при частоте следования импульсов в несколько килогерц.

Однако для сложных, неоднородных, нелинейных материалов или для сложных полей приложенных напряжений (например, создаваемых сфокусированным акустическим излучением) может быть сложно вывести соотношения напряжение–деформация, моделирующие упругость при любой нагрузке. Мягкие ткани вязкоупругие (деформация зависит от скорости приложения напряжения), неоднородные и анизотропные (реакция на напряжение зависит от ориентации). Чтобы упростить моделирование сложности мягких тканей, делается множество допущений для моделирования линейного упругого поведения при нагрузке, используемого при визуализации.

При небольших деформациях мягкие ткани можно описать как линейные эластичные твердые тела.

Для характеристики упругих свойств материала используются три модуля: Модуль Юнга, E, который описывает сопротивление деформации в одноосном направлении; модуль сдвига или жесткость, G или μ, который характеризует сопротивление сдвигу; объемный модуль, <SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Element-7-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’K’>?K K , который измеряет сопротивление материала сжатию . Деформация, ортогональная оси нагружения, описывается коэффициентом Пуассона, <SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Element-8-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’v’>?v v . Три линейных упругих определяющих уравнения связывают эти четыре константы,

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-9-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’G= μ=E(2(1+v))’>?=?=G=μ=E(2(1 +v)) (2(1+v))

<Роль ДИАПАЗОНА=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-10-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’v= E2G−1′>?=?2?−1v= E2G−1 v= E2G−1

<Роль диапазона= представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-11-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’K = E3(1-2 в)’>?=?3(1−2?)K= E3 (1-2 в) K=E3 (1-2 в)

Предполагая, блоки ткани были однородными и изотропными позволяет одним уравнением быть для связи напряжений и деформаций, потому что изотропные материалы ведут себя одинаково в каждом направлении ; следовательно, все коэффициенты тензоров напряжений и деформаций, как представлено в уравнениях (1) и (2) можно представить в материальном плане коэффициентов и их отношений в уравнениях (3), (4) и (5). Возникает уравнение с Вывод закона Гука в трех измерениях и представляется как

<Пядь роль=презентация свойство tabindex=0 ИД=MathJax-элемент-12-каркасный класс=MathJax стиль=»позицию: относительный» данных-языка MathML=’σij=Е1+veij+Эв(1+в)(1-2В)ΣiΣjεij’>?программы IJ=?1+??программы IJ+Эв(1+?)(1–2?)?????ИЖσij=Е1+veij+Эв(1+в)(1-2В)ΣiΣjεij σij=Е1+veij+Эв(1+в)(1-2В)ΣiΣjεij

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-13-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» data-mathml=’σij=2μeij+λΣiΣjεij’>?ij=2??ij+??????ijσij=2μeij+ λΣiΣjεij σij=2μeij+λΣiΣjεij

Два материальных коэффициента, λ где λ = K + 2 μ /3, а μ также является модулем сдвига, известны как константы Ламе.

Эластичные материалы могут поддерживать два основных режима распространения волн. При продольных волнах или волнах сжатия волновые частицы колеблются в направлении распространения волны, тогда как при поперечных или сдвиговых волнах частицы колеблются в направлении, перпендикулярном направлению распространения волны. Другие основные волновые режимы, поверхностные и пластинчатые волны, не имеют значения, если только изображаемые структуры не считаются “тонкими” (по сравнению с длиной волны сдвига) или если сдвиговые волны падают на границу структуры (например, край органа). Принимая пространственную производную уравнения (7) и разлагая ее относительно теоремы Гельмгольца, два волновых уравнения могут отдельно описывать продольное и поперечное распространение волн, представленные соответственно в виде

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-14-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cL=λ+2μρ’>????

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-15-кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cT=μρ’>??

где <SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Element-16-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cL’>??cL c L и <SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Element-17-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cT’>??cT c T — продольные и скорости сдвиговой волны соответственно. Эти уравнения могут быть связаны с параметрами материала, а не с константами Ламе мягких тканей посредством

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-18-кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cL=Kp’>???

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-19-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’cT=Gp’>???‾‾√cT=Gp cT=Gp.

Для несжимаемых материалов ν = 0,5, а (3) уменьшается до 3 G = E . В мягких тканях, скорость ультразвуковых (сжимающих) волн которых колеблется в пределах 1490-1540 м / с (вместо бесконечной скорости волны сжатия для действительно несжимаемого материала), коэффициент 3, связывающий E и G, дает точность > 99,9%.

Точное измерение поперечных волн возможно только в дальнем поле, поскольку в ближнем поле может возникать связь между продольными и поперечными волнами. В случае вязкоупругих материалов, таких как мягкие ткани, скорость сдвиговой волны зависит от упругих свойств. Модуль сдвига может быть представлен как

<Роль SPAN=представление tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-20-Кадровый класс=MathJax style=»ПОЛОЖЕНИЕ: относительное» данные-mathml=’G= E3=pcT2′>?=?3=??

где ρ — примерно постоянная величина в мягких тканях при 1000 кг / м . В сочетании с 3 G = E в предположении о несжимаемости материалов как модуль Юнга, так и модуль сдвига могут быть представлены в терминах скорости сдвига.

Для моделирования упругих свойств мягких тканей, жесткость которых зависит от величины деформации и зависит от времени, упругую модель можно объединить с вязкой составляющей для расчета комплексного модуля упругости при сдвиге. Эластичность часто количественно определяется величиной <SPAN role=presentation tabIndex=0 id=MathJax-Element-21-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’G’>?G G, тогда как реальная и мнимая составляющие могут быть разложены на компоненты сохранения вязкоупругости и потери деформации соответственно. Вязкость приводит к зависящему от частоты модулю сдвига и может быть источником различий между различными методами визуализации эластичности.

Акустическая механика мягких тканей

Методы визуализации силы акустического излучения передают акустическую волну в интересующую область, и сила генерируется за счет потери импульса распространяющейся волны в ослабляющих мягких тканях, вызывая сдвиг фазы между давлением и скоростями частиц. Для ослабляющей волны сила может быть получена из уравнения Навье-Стокса и выражена для любого места в ткани в виде

<SPAN role=презентация tabIndex=0 id=MathJax-Элемент-22-Кадровый класс=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’f→=2aI→cL’>?→→f→=2aI→cL f→=2aI→cL→

где α представляет коэффициент поглощения или ослабления и <SPAN role=представление tabIndex=0 id=MathJax-Element-23-Frame class=MathJax style=»POSITION: relative» data-mathml=’I→’>?→I → I → — усредненная по времени интенсивность. Уравнение выражает, что сила акустического излучения зависит как от ослабления, так и от интенсивности. Ослабление в мягких тканях зависит как от частоты, так и от глубины, где более высокое ослабление обычно означает более равномерно распределенное усилие из-за большей передачи импульса, но более низкой пиковой интенсивности усилия. Используя уравнения (10), (11) и (12), на основе измеренного смещения можно рассчитать эластические свойства мягких тканей. Направление вектора интенсивности, который определяет направление приложенной силы, находится в направлении распространяющейся акустической волны, которая обычно считается ортогональной поверхности ультразвукового преобразователя.

Методы

Для измерения жесткости ткани необходимо наблюдать переходную реакцию ткани (скорость волны) на деформацию после приложения усилия и возбуждения. Подобно пальпации тела для определения болезненности, измерение требует создания механического напряжения в печени. Различные подходы к созданию механической нагрузки можно классифицировать в зависимости от источника возбуждения, используемого для деформации ткани. Существуют два основных средства воздействия на ткани: внешняя вибрация и сила акустического излучения, приложенная изнутри.

Внешние источники включают использование датчика для сжатия кожи, например, при транзиторной эластографии (TE) и визуализации деформаций, механическую вибрацию для вибрации ткани на определенных частотах, например, при соноэластографии и магнитно-резонансной эластографии, и физиологические источники, такие как сердцебиение, дыхание или артериальное движение. Кроме того, внешние источники можно разделить на статические и динамические подходы, при которых динамические подходы могут выполняться в течение короткого периода времени при ТЭ или непрерывно при гармонической эластографии.

Хотя внешние источники обеспечивают мощную вибрацию регулируемой частоты, механические волны взаимодействуют с поверхностью кожи и искажаются при распространении через поверхностные ткани, такие как жир и мышцы. Силы акустического излучения, приложенные изнутри, позволяют обойти проблемы, связанные с внешней вибрацией; акустическое возбуждение обеспечивает локализованные смещения в пределах интересующей области в одной или нескольких фокальных зонах ультразвукового возбуждения.

Визуализация эластичности также классифицируется по методике, используемой для регистрации реакции на деформацию. Реакцию можно зарегистрировать с помощью ультразвука, магнитно-резонансной томографии (МРТ) или тактильных датчиков. Реакцию ткани можно наблюдать в различных измерениях, в том числе в виде вычисленной величины (нулевое измерение), вдоль линии (одномерное измерение), на плоскости (двумерное измерение) или в объеме (трехмерное измерение). Результаты часто накладываются на анатомическое изображение печени для формирования карты жесткости или эластограммы.

Магнитно-резонансная эластография

Магнитно-резонансная эластография (МРЭ) — это метод МРТ на основе фазового контраста, который позволяет получить трехмерную карту эластичности, охватывающую всю печень. В аппаратах MRE есть три основных компонента: (1) генерация механических волн на поверхности брюшной полости с помощью статического акустического вибратора, (2) последовательность фазово-контрастных импульсов с градиентами кодирования движения (MEG) для получения данных и (3) алгоритм магнитно-резонансной инверсии, используемый для расчета жесткости печени по времени восстановления.

В типичных конфигурациях МРТ пневмомеханический волновод расположен вне помещения МРТ и подключен к пассивному акустическому источнику. Пассивный привод представляет собой статический акустический внешний вибратор, который генерирует непрерывные акустические колебания частотой 60 Гц, доставляемые через брюшную полость в печень. Используются импульсные последовательности градиентного или спин-эхо с поперечными отсчетами. Смещение ткани кодируется колебательными градиентами, мегабайтами, либо синхронно с механическим приводом, либо с более короткими периодами, чтобы уменьшить время релаксации Т2-сигнала. Затем аппарат МРТ обрабатывает данные о величине и фазе для создания эластограмм печени, содержащих либо количественные значения жесткости печени в интересующих областях, либо качественные градиенты жесткости печени. Изображения поперечной волны могут быть получены в течение нескольких минут для получения трехмерного изображения в полевых условиях, что позволяет воспроизводить протоколы как задержки дыхания, так и свободного дыхания. Постобработка коррекции движений помогает уменьшить артефакты дыхания при регистрации изображения.

При МРЭ существуют некоторые ограничения. Гармонические возбуждения, используемые при МРЭ, приводят к объединению продольных и поперечных волн, что создает сложности при расчете эластичности. Во-вторых, MRE основывается на полном проникновении в печень гармонических колебаний; недостаточное проникновение может привести к появлению шумовых артефактов при реконструкции изображения.

Временная эластография

TE использует временную механическую внешнюю вибрацию, вызывающую деформацию ткани, и отслеживает распространение поперечной волны в печень с помощью ультразвука для получения одномерного количественного изображения жесткости ткани. Поперечная волна отслеживается по мере ее продвижения вглубь ткани вдоль оси одномерного ультразвукового луча. Затем ультразвуковые изображения за каждый момент времени отображаются в виде двумерной диаграммы, на основе которой рассчитывается скорость поперечной волны. Динамический характер механической вибрации позволяет разделить продольную и поперечную волны, поскольку скорости поперечной волны в мягких тканях намного медленнее, чем продольные волны; переходный характер механической вибрации и высокая частота кадров ультразвука позволяют разделить продольную и поперечную волны во времени. ,

В типичной конфигурации TE используется одноэлементный преобразователь в форме диска на механическом вибраторе для создания поперечных волн низкой частоты. Наиболее распространенным методом ТЭ является временная эластография с контролем вибрации (VCTE), которая позволяет контролировать временную вибрацию для обеспечения воспроизводимости. Усилие, прилагаемое к ультразвуковому зонду и, следовательно, к механическому приводу, остается постоянным во время VCTE, чтобы предотвратить искажение вибрации и обеспечить передачу вибрации через ткани с достаточной мощностью. Это контролируется с помощью электродинамической обратной связи между датчиками tip и механическим приводом. Чрезмерное усилие, вероятно, исказит возбуждение и снизит центральную частоту, что приведет к снижению регистрируемого значения жесткости. Частота и форма центра переходного возбуждения также контролируются для обеспечения того, чтобы количественные пороги жесткости оставались постоянными и могли использоваться для дифференцирования физиологически детерминированных значений.

Визуализация силы акустического излучения

Существует два основных типа эластографии — эластография деформацией (SE) и эластография поперечной волной (SWE). SE может выполняться либо методом ручного смещения, либо с использованием силы акустического излучения (ARF). Техника ручного смещения выполняется путем приложения и ослабления давления с помощью датчика или с использованием нормального дыхания и сердцебиения пациента. Визуализация силы акустического излучения (ARFI), метод деформации, относится к ультразвуковой визуализации смещения ткани в ответ на возбуждение ARF для создания качественных двумерных изображений относительного смещения. Смещение ткани под действием акустического импульса измеряется вдоль оси направленного луча, и при нажатии и отслеживании в нескольких местах создается карта поперечных волн и жесткости ткани.

Методы ARFI основаны на ультразвуковом измерении импульсно-эхо смещенных сигналов до и после запуска возбуждения. Для каждой оси в ARFI обычно требуется три отдельных типа импульсов: одиночный импульс отслеживания в режиме B перед ARF стимуляцией, импульсное нажатие ARFI на одну или несколько фокальных глубин вдоль оси ( рис. 3.1 ) и серия импульсов отслеживания в режиме postimpulse с высокой частотой повторения для отслеживания смещения и восстановления ткани ( рис. 3.2 ). Наконец, выполняется постобработка с фазовым сдвигом или кросс-корреляционный анализ для определения жесткости ткани. Затем последовательности ARFI повторяются в последовательных боковых положениях поперек отверстия датчика для получения двумерной эластограммы. Двумерная эластограмма может отображаться в виде абсолютных смещений при заданных сроках восстановления, максимального смещения или времени, прошедшего до определенных смещений. ,

Рис. 3.1

Общая концепция методов визуализации эластичности, основанных на воздействии акустического излучения.

Сфокусированный ультразвуковой преобразователь используется для создания акустического излучения достаточной силы, чтобы вызвать локализованные смещения тканей. Результирующая деформация контролируется с помощью того же или отдельного удаленного устройства.

Рис. 3.2

Осевые смещения, изображенные на трех различных временных этапах после возбуждения, показаны в (A) — (C) пунктах, показывающих распространение поперечных волн от области возбуждения и профили смещения во времени для каждого бокового местоположения. , Время.

Для создания достаточного смещения за счет силы акустического излучения величиной 1-10 мкм ARFI часто использует сфокусированный преобразователь и более продолжительные акустические толчки. В результате локализованного распределения силы в исследуемой области ARFI приводит к меньшим деформациям, чем эластография при сжатии, и не ограничивается взаимодействием продольных и поперечных волн от внешних источников напряжения.

Метод ARFI (т. е. измерение продольного смещения) не используется для оценки жесткости печени. Однако метод ручного смещения SE использовался для измерения жесткости печени, иногда в сочетании с другими сонографическими характеристиками. Поскольку метод ручного смещения SE имеет ограниченное применение, он больше не обсуждается в этой книге.

Методы, основанные на воздействии акустического излучения

Методы, основанные на ARF, аналогичны ARFI в том смысле, что импульсный ARF передается в интересующую область, вызывая смещение ткани. Однако отслеживающие импульсно-эхо-лучи направляются за пределы исследуемой области в боковых положениях от оси луча для непосредственного измерения параметров поперечной волны, вместо того чтобы использовать многократные нажатия в разных боковых положениях и измерять осевую деформацию во время ARFI. , Расчет скорости поперечной волны может быть произведен как во временной, так и в частотной области. Во временной области временной сдвиг, приводящий к максимальной корреляции между двумя сигналами, представляет собой временную задержку во время смещения, и для расчета скорости поперечной волны используется либо линейная регрессия между каждым боковым положением, либо более сложные реализации комбинированных возбуждений, отслеживания и направленной фильтрации. Измерения в частотной области основаны на изменениях центральной частоты принимаемого эхо-сигнала для каждой оценки смещения для расчета скорости поперечной волны. Методы, основанные на ARF, по сравнению с ARFI, которые не включают прямое измерение поперечной волны и могут оценить жесткость ткани только с помощью измерений осевой эластичности, позволяют измерять скорость поперечной волны напрямую для расчета жесткости ткани.

Существует два распространенных типа методов, основанных на ARF: точечная эластография сдвиговой волной (pSWE) и двумерная эластография сдвиговой волной (2D-SWE). В pSWE сообщается скорость одноэлементной поперечной волны для исследуемой области, поскольку все данные о распространении в исследуемой области усредняются для репрезентативного показателя. В 2D-SWE смещение вызывается ARFI с использованием нескольких фокальных зон в разных боковых положениях, на которые последовательно воздействуют. В некоторых реализациях, таких как сверхзвуковая визуализация (ныне Holologic imaging), множественные фокальные зоны возбуждаются в очень быстрой последовательности для создания единого фронта поперечной волны. В других реализациях, таких как визуализация поперечной волны гребенчатым толчком, множественные боковые возбуждения запускаются одновременно, а направленная фильтрация используется для выделения отдельных компонентов распространяющейся поперечной волны. Затем отслеживаются двумерные области, представляющие интерес, для оценки результирующих смещений тканей и локализованных скоростей поперечных волн, чтобы получить более локализованную карту жесткости тканей.

КЛЮЧЕВЫЕ МОМЕНТЫ

  • 1. 

Поперечные волны ослабевают по мере прохождения печени. Это видно на кривых смещения ( рис. 3.3 ). Поперечные волны имеют слишком низкую амплитуду в пределах 5-10 мм для точного измерения; поэтому важно ограничить движение как пациента, так и датчика, поскольку небольшие изменения могут привести к неточным измерениям.

Рис. 3.3

Образец кривых смещения, полученных при измерении жесткости печени. Обратите внимание, что расстояния между линиями отслеживания В-режима указаны в миллиметрах. На 2,0 мм поперечная волна ослабла менее чем до половины амплитуды отслеживающего импульса, ближайшего к импульсу ARFI.

(От Palmeri ML, Wang MH, Dahl J. J., Frinkley K.D., Nightingale KR. Количественное определение модуля сдвига печени in vivo с использованием силы акустического излучения. Ультразвуковая медицинская биология. 2008;34(4):546-558.).

  • 2. 

Фокус импульса ARF в большинстве систем сфокусирован на расстоянии 4,0–4,5 см от датчика ( рис. 3.4 ). Это глубина распространения самых сильных поперечных волн. Для наилучшей оценки жесткости печени предпочтительно проводить измерения на этой глубине.

Рис. 3.4

Диаграмма профиля среза импульса, визуализирующего силу акустического излучения. Обратите внимание, что импульс обычно фокусируется на глубине 3-5 см.

(От Barr R.G., Ferraioli G., Palmeri ML и др.) Эластографическая оценка фиброза печени: заявление консенсусной конференции Общества радиологов по ультразвуковому исследованию. Радиология. 2015;276(3):845-861).

  • 3. 

ARF-импульс может отражаться от капсулы печени, если датчик не перпендикулярен капсуле печени; это ослабляет ARF-импульс и, следовательно, амплитуду поперечной волны, тем самым уменьшая соотношение сигнал/шум, что может привести к менее точным оценкам жесткости печени.

  • 4. 

ARF-импульс в pSWE и 2D-SWE имеет среднюю частоту и ширину полосы пропускания. Во всех главах этой книги мы называем эти методы силовым импульсом акустического излучения (ARFI) или основанными на ARFI. По мере прохождения импульсов через печень более высокие частоты затухают быстрее, чем более низкие, поэтому среднее значение пульса ARF изменяется с глубиной, особенно при стеатозе и фиброзе печени. Следовательно, измерения жесткости печени могут меняться в зависимости от глубины измерения. Как VCTE, так и MRE могут использоваться для получения измерений с фиксированной частотой и, следовательно, не имеют такой зависимости от глубины. Эти моменты обсуждаются далее, поскольку они относятся к протоколу проведения измерений жесткости печени.

Оцените статью
( Пока оценок нет )
Клиника Молова М.Р