CC BY
47
JOURNAL OF NEW MEDICAL TECHNOLOGIES - 2018 - V. 25, № 4 - P. 332-340
УДК: 616-073:616.71 DOI: 10.24411/1609-2163-2018-16304
КОНТРАСТИРОВАНИЕ В УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ДИАГНОСТКЕ БЕЗ ПРИМЕНЕНИЯ КОНТРАСТИРУЮЩИХ ПРЕПАРАТОВ
Т.Н. ПАШОВКИН*, Е.П. ХИЖНЯК**
° Институт биофизики клетки Российской академии наук - обособленное подразделение Федерального государственного бюджетного учреждения науки «Федеральный исследовательский центр «Пущинский научный центр биологических исследований Российской академии наук», пр-т Науки, д. 3, Московская обл., г. Пущино, 42290, Россия "Институт теоретической и экспериментальной биофизики РАН, ул. Институтская, д. 3, г. Пущино,
Московская область, 142290, Россия
Аннотация. В работе рассматриваются экспериментальные данные, полученные методами инфракрасной термографии высокого разрешения и методами ультразвуковой диагностики на аппаратах среднего и экспертного класса. Эти данные иллюстрируют повышение контраста ультразвуковых изображений и выявление структур тканей, границ тканей и неоднородностей в тканях, которые не выявляются аппаратурой экспертного класса. Для получения намного более контрастных изображений по сравнению с используемыми в настоящее время методами ультразвуковой диагностики, нами проводился дополнительный нагрев границ неоднородностей с помощью дополнительного ультразвукового излучателя. Этот нагрев возникает при критических углах падения волн на границы тканей, за счёт трансформации продольных волн в сдвиговые, и поглощения этих волн в граничных слоях тканей и неоднородностей в тканях. Такой нагрев приводит к изменению акустического импеданса пограничных слоёв. В результате появляются границы для отражённого сигнала, или увеличивается амплитуда отражённого сигнала от слабо визуализируемых границ, что приводит к увеличению контраста между различными тканями, или между основной тканью органов и неоднородно-стями в этих органах. Так как коэффициент поглощения сдвиговых волн на порядки превосходит коэффициент поглощения продольных волн, то при контролируемых условиях такой нагрев, не превышающий физиологически допустимых уровней, даже за короткое время позволяет получить контрастные изображения при ультразвуковой диагностике за счёт повышения контрастности практически всех границ неоднородностей в исследуемых тканях.
Ключевые слова: ультразвуковая диагностика, контрастирование, границы тканей, границы неоднородностей, трансформация волн, продольные волны, сдвиговые волны, поглощение, нагрев, без контрастирующих веществ.
Введение. Ультразвуковое исследование (УЗИ) с контрастированием на сегодняшний день считается одной из самых перспективных технологий в лучевой диагностике [7,8, 12,13,16]. Использование контрастных веществ открыло новые области применения ультразвука в диагностике. Одной из самых многообещающих областей применения ультразвуковой диагностики с контрастированием является онкология [3,15,18]. Применение этой технологии может показать истинную васкуляри-зацию опухоли.
В настоящее время наиболее эффективным является применение препаратов в виде газовых микропузырьков с размерами 2-6 мкм, заключенных в биологически инертные оболочки различного происхождения, которые увеличивают интенсивность отражённого сигнала. Для
дополнительного увеличения контраста изображений используется ультразвуковой нагрев оболочек газовых микропузырьков [17].
Контрастирование с применением контрастирующих препаратов применяется в ткани, насыщенной капиллярами и на границах сосудистых стенок. При этом остаётся вопрос контрастирования границ всех неоднородностей в тканях, импедансы которых отличаются на малую величину. Для продольной волны такая ткань будет выглядеть при диагностическом исследовании как гомогенная. На ранних стадиях патологий молекулярный состав неодно-родностей в тканях практически мало изменяется, вплоть до значительного уровня развития патологии. Именно поэтому, например, на ранних стадиях развития опухолей, они не видны при ультразвуковой диагностике. Кроме
того, в диапазонах длин волн 0.1-1.5 мм (в диапазоне используемых в диагностике частот ультразвука 3-17 МГц) разрешающая способность диагностической аппаратуры много больше размеров клеток в тканях. Поэтому, только при достижении суммарным количеством клеток нижнего значения длины волны появляется возможность визуализировать такую неоднородность в ткани. Для контрастирования таких границ без использования контрастирующих веществ достаточно изменить разницу в импедансах тканей и неоднородностей в тканях для появления границ, отражающих ультразвук. При нагреве импедансы различных тканей будут меняться по-разному, в зависимости от вида тканей. В литературе известны данные о температурных коэффициентах скорости (ТКС) ультразвука в различных тканях. Например, ТКС печени имеет положительный наклон 1.5-2 м/с*оС, ТКС для жировой ткани имеет отрицательный наклон 2.5-7 м/с * оС, ТКС воды 2.5 м/с* оС, хрусталика - 1.1 м/с* оС, стекловидного тела 1.87 м/с* оС, склеры 1 м/с* оС, глаза в целом - 1.5 м/с* оС. То есть, скорости ультразвука во всех видов тканей, растут при увеличении температуры, и уменьшаются при нагреве жировых тканей [1]. Таким образом, при нагреве граничной зоны наиболее значимое отличие в импедансах будет наблюдаться на границах жировой ткани с любой тканью организма, вследствие разнонаправленного ТКС. Достаточно ли нагрева границ в пределах 1 оС для появления границы, от которой будет отражаться ультразвуковая волна для регистрации при различных видах сканирования в ультразвуковой диагностике? Покажем, что такого нагрева достаточно для регистрации границ неоднородностей в ультразвуковой диагностике. Весь диапазон изменений скоростей для практически всех мягких тканей составляет около 100 м/с, или около 7% от нижнего предела скоростей ультразвука в тканях. Для костной и хрящевой ткани мы не рассматриваем диапазоны изменений скоростей, так как импедансы этих тканей могут значительно отличаться от импедансов мягких тканей, и все границы хорошо видны при диагностике и без контрастирования. Для конкретных мягких тканей диапазоны изменений скоростей ультразвука достаточно малы и могут составлять 0.05-2% от средней скорости в таких тканях. Тем не менее, на этом работает вся ультразвуковая диагностика. То есть, нагрев на градус может приво-
дить к изменениям скорости от 10 до 100% от всего диапазона вариабельности скорости ультразвука в определённом виде ткани. Этого вполне достаточно для регистрации границ неоднородностей при ультразвуковой диагностике. Таким образом, необходимо показать, как можно нагреть границы неоднородностей в тканях для получения разницы импедансов, достаточной для регистрации при ультразвуковой диагностике.
В литературе известны способы генерации сдвиговых волн при трансформации продольных волн в сдвиговые [2]. Распространяясь вдоль границы тканей, и границ неоднородно-стей в тканях сдвиговые волны при поглощении могут нагревать эти границы, вследствие того, что коэффициенты поглощения сдвиговой волны в тканях будут на порядки выше коэффициентов поглощения продольных волн в этих же тканях. Вследствие наличия ТКС за счёт такого нагрева может меняться разность импедансов неоднородностей и окружающей ткани. Таким образом, образуется граница для появления отражённого сигнала, которая становится видна на экране аппаратов ультразвуковой диагностики. Такие же нагревы возможны и на границе тканей, отличающихся по модулю сдвига, за счёт различающихся коэффициентов поглощения сдвиговых волн в разных тканях. В отличие от незначительных измене -ний скоростей продольных волн, плотностей неоднородностей в тканях и плотностей самих тканей на начальных стадиях развития патологических процессов, модули сдвига и, соответственно, скорости сдвиговых волн начинают меняться на начальных стадиях таких процессов. Поэтому, использование разогрева границ неоднородностей в тканях может дать новую диагностическую информации на ранних стадиях развития патологий, например, на ранних стадиях развития опухолей различной этиологии, при использовании различных аппаратов ультразвуковой диагностики. То есть, увидеть то, что невозможно увидеть ни при каких улучшениях программ обработки изображений для ныне используемой аппаратуры даже экспертного класса [4].
Цель исследования - продемонстрировать нагрев границ неоднородностей в биологических тканях и его величину при поглощении сдвиговых волн в случаях трансформации продольных волн в сдвиговые на границах не-однородностей. Определить диапазон крити-
ческих углов трансформации продольных волн (для различных соотношений акустомеханиче-ских параметров практически всех мягких тканей). Показать, что кратковременный, физиологически допустимый нагрев границ неодно-родностей в тканях ультразвуком, с учетом углов трансформации волн на этих границах, можно использовать в ультразвуковой диагностике для контрастирования границ неодно-родностей в исследуемых тканях.
Материалы и методы исследования. В работе использованы разъёмные физические модели тканей различного вида с контролируемыми параметрами, аналогичными параметрам биологических тканей, как гомогенные, так и гетерогенные, с включением неоднородностей различного вида, отличающихся по параметрам от основной модели. Физические модели были изготовлены из гелей, приготовленных с использованием агар-агара, агарозы и желатина. Величины скоростей продольных волн изменялись с помощью добавок солей хлорида натрия. Величины коэффициентов поглощения изменялись с помощью солей сернокислого марганца, имеющего высокий коэффициент поглощения и используемого для калибровок измерительных приборов по этому параметру. Для изготовления моделей с разными модулями сдвига, но одинаковыми скоростями продольных волн в таких моделях использованы гели из агар-агара и агарозы. Такие модели необходимы для выявления границ не-однородностей в тканях при ультразвуковом нагреве этих границ, а также для иллюстрации разницы в визуализации неоднородностей при широко используемых методах ультразвуковой диагностики и нового метода визуализации с использованием ультразвукового контрастирования границ в тканях.
Контроль акустомеханических параметров физических моделей проводили при помощи аппаратов типа «РУЗИ» резонаторным методом, определяя скорости и коэффициенты затухания продольных ультразвуковых волн в условиях термостатирования измеряемых образцов [6]. Контроль динамического модуля сдвига, динамической вязкости, скоростей и коэффициентов затухания сдвиговых волн проводили с помощью измерителя сдвигового импеданса тканей «СИМП». Температуру и её динамику в процессе ультразвукового нагрева контролировали инфракрасными (ИК) термовизионными системами "AGA-thermovision 780" (Швеция) и "CEDIP
Titanium" (Франция) на внутренней поверхности разъёмной физической модели ткани, в том числе и на границах неоднородностей, включенных в объём модели.
Расчёты зависимости величины нагрева границ для различных углов падения продольной волны при трансформации продольной волны в сдвиговую волну выполнены с использованием специально разработанной для этих целей программы, позволяющей изменять соотношения скоростей продольных и сдвиговых волн в тканях, плотностей тканей, теплоёмко-стей, интенсивностей ультразвука, времени воздействия. Таким образом, выбирается время воздействия и интенсивность ультразвука, при которых нагрев не превышает физиологически опасных величин в тканях.
Для получения изображений были использованы аппараты ультразвуковой диагностики: «ЭТС-ДМУ-02», ультразвуковой сканер "128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z" с программой "ЭХО Wave II" фирмы «БИОСС» (Зеленоград).
Для ультразвукового контрастирования были использованы аппараты для ультразвуковой терапии «УЗТ 1.01 Ф» и «УЗТ 1.02 С», с излучателями ИУТ, площадью 1 см2, 2 см2 , 4 см2, работающие на частоте 0.88 МГц, и аппарата «УЗТ 3.02Д», работающего на частоте 2.64 МГц. Контроль средней интенсивности Isata проводили измерителем мощности ультразвука «ИМУ 3». Распределение интенсивностей и величины локальных интенсивностей определяли методом краска/бумага с использованием специальной программы определения локальных интенсив-ностей в заданных сечениях ультразвукового пучка. Это связано с тем, что в ближней зоне излучателей величины локальных интенсивно-стей могут превышать значения средних интен-сивностей в 2-4 раза. От величины локальных интенсивностей зависит нагрев границ неодно-родностей в тканях. Поэтому, в работе использовался ультразвук, который локально не должен был вызывать нагрев границ, превышающий физиологические нормы.
Диапазоны изменений скоростей и коэффициентов затухания продольных и сдвиговых волн в биологических тканях [5,9-11].
- Диапазон изменения скоростей продольных волн в мягких биологических тканях -1490-1600 м/с или 7.4 %.
- В отдельных тканях - 25-30 м/с или 1,6%.
- Диапазон изменений коэффициентов затухания продольных волн в отдельных тканях 0.05-1 дБ/м в диапазоне частот 3-10 МГц.
- Диапазон изменения скоростей сдвиговых волн в мягких тканях составляет 1-30 м/с (для различных участков кожи человека скорость достигает 100-120 м/с).
- Для отдельных тканей - 5-22 м/с или более 400%.
- Диапазон изменений коэффициентов затухания сдвиговых волн на границах тканей достигает 2000-50000 м-1.
Результаты и их обсуждение. А) термографические данные, показывающие распределение температур в физических моделях мягких биологических тканей. Для ультразвукового контрастирования большой практический интерес представляют случаи ультразвукового воздействия на ткани, одинаковые по акустическим характеристикам, но различающиеся по механическим свойствам. Это случаи, когда при ультразвуковых диагностических исследованиях интересующие врача ткани при прохождении продольной волны выглядят как гомогенные, не смотря на наличие в тканях неодно-родностей. Так как скорости продольных волн в биологических тканях определяются молекулярным составом тканей, то неоднородности в тканях начинают наблюдаться методами УЗИ диагностики только тогда, когда молекулярный состав неоднородностей начинает значительно отличаться от молекулярного состава основной ткани. Как правило, такие отличия могут наблюдаться на поздних стадиях развития патологических процессов. Однако, сдвиговые характеристики таких неоднородностей (модуль сдвига и, соответственно, скорости сдвиговых волн) начинают изменяться, например, на начальных стадиях развития опухолей.
При воздействии ультразвуком на гетерогенные ткани термографические методы позволяют наблюдать новый эффект - разогрев неоднородностей, различающихся по механическим свойствам. На рис. 1 показан разогрев неоднородности, отличающейся по скорости сдвиговых волн на 5 м/с. Величина нагрева достигает 3оС. При этом прослеживалась следующая динамика разогрева: первоначальный разогрев границ неоднородности; последующий разогрев всей неоднородности. Скорости продольных волн в основной модели и в неоднородности равны.
Таким образом, при нагреве неоднородности и изменении её акустического импеданса за счет температурного коэффициента скорости ультразвука, становится возможным регистрация неоднородности методами ультразвуковой диагностики, вследствие появления границы для отражённого сигнала. В зависимости от соотношений скоростей сдвиговых волн в неоднородностях Уб1 и в тканях Vs2 меняется скорость нагрева границ. Чем больше величина этого соотношения, тем больше скорость нагрева. Эта зависимость имеет нелинейный характер (рис. 2). Зная типы тканей, можно выбирать при диагностическом исследовании место установки диагностического датчика с наименьшим риском нагрева ткани или неоднородности в ткани за счёт ультразвука.
а б
t ГС
Рис. 1. Пространственная структура тепловыделения в гомогенной модели из агарового геля с включением в центральную область неоднородности из агаро-зы, отличающейся по модулю сдвига и, соответственно, по скорости сдвиговых волн (Уя=17 м/с, Уб2=22 м/с, где индекс 1 - относится к материалу модели, 2 - к материалу включения) при воздействии
ультразвуком. Частота ультразвука - 0.88 МГц. Средняя по пространству и времени интенсивность - 1.0 Вт/см2, а - исходное распределение температур, б - через 30 с после включения ультразвука. (ИК система "АОА-780")
I
а. о, 4
I
з 03 -
-1-1-Р-1-■-1-'-г-
OJt 1.0 1.1 1.4
Отношение скоростей сдвиговых волн. Vb(1> / Vs(2)
Рис. 2. Зависимость скорости изменения температуры в материале неоднородностей от соотношения скоростей сдвиговых волн в неоднородностях и материалах фантома, где индекс 1 - относится к материалам неоднородностей, 2 - к материалам фантома
JOURNAL OF NEW MEDICAL TECHNOLOGIES - 2018 - V. 25, № 4 - P. 332-340
Так как при падении ультразвуковой волны на границу раздела сред работают законы геометрической акустики, то максимальные нагревы буду наблюдаться не по оси падения луча, а при критических углах падения, когда трансформация продольной волны в сдвиговую максимальна. Иллюстрация этого процесса приведена на термограмме (рис. 3).
Рис. 3. Пространственная структура тепловыделения
в гетерогенной гелевой модели с включением в центральную область цилиндра диаметром 30 мм, расположенного на расстоянии 3.5 см от излучателя при воздействии ультразвуком, интенсивностью 1.0 Вт/см2, £=15 с. Частота - 2.64 МГц. (ИК система "ЛОЛ-780")
Б
Рис. 4. Ультразвуковой нагрев границ неоднородности в физической модели биологической ткани в случае равенства акустических импедансов и различиях в модулях сдвига. А - ИК термограмма, Б -профиль температур в сечении [2] (ИК камера "CEDIP Titanium")
При перемещении излучателя ультразвуком можно нагреть практически полностью все границы неоднородности в тканях, изменяя, таким образом, импеданс всех границ неоднородно-
стей или всех неоднородностей в тканях (рис. 4).
В) экспериментальные данные по ультразвуковому контрастированию неоднородностей в физических моделях и биологических тканях, полученные с использованием аппаратов ультразвуковой диагностики. Расчетным путем был определён диапазон критических углов трансформации продольных волн в сдвиговые волны практически для всех видов мягких тканей, который составил 20-90 градусов.
При различии акустических импедансов неоднородностей в тканях и самих тканей возможны случаи, когда при слишком близких значениях величин импедансов граница видна крайне слабо или совсем не видна. При диагностических исследованиях возникает в таких случаях необходимость усилить величину отражённого сигнала, за счёт которого формируется изображение, увеличивая контрастность изображения. Именно нагрев границ приводит к увеличению разницы в импедансах ткани и неоднородности в ткани. Чем больше эта разница, тем больше величина отражённого сигнала и тем ярче проявляется при визуализации граница. Нагрев границ всех неоднородностей в тканях может значительно улучшить детализацию форм, размеров неоднородностей при диагностических исследованиях, что существенно может увеличить информативность такого исследования.
После фиксации установленного на коже диагностического датчика делали контрольный снимок. Затем проводили перемещаемым акустическим излучателем нагрев границ неодно-родностей в исследуемом органе, делали снимок изображения, получали дифференциальное изображение нагретых границ, вычитая из полученного изображения контрольное изображение. Увеличивали яркость дифференциального изображения и добавляли полученное изображение к контрольному изображению, получая контрастное изображение с деталями, не видимыми при ультразвуковом сканировании в различных режимах (например, при В-сканировании).
На рис. 5 и 6 приведены эхотомограммы, полученные на физических моделях тканей, с включением 2 типов неоднородностей, отличающихся модулями сдвига при равенстве им-педансов основной модели и неоднородности. При этом видно различие в областях нагрева неоднородности. На дифференциальных изображениях видно, что в случае, когда модуль
JOURNAL OF NEW MEDICAL TECHNOLOGIES - 2018 - V. 25, № 4 - P. 332-340
сдвига неоднородности меньше модуля сдвига среды, наблюдается нагрев среды (рис. 5 (3)). Когда модуль сдвига неоднородности больше модуля сдвига среды, то наблюдается нагрев границ неоднородности (рис. 6 (3)).
3
Рис. 5. Эхотомограммы неоднородностей в физической модели биологической ткани: 1 -исходная картина, 2 - изображение после контрастирования, 3 -дифференциальное изображение. Модуль сдвига среды больше модуля сдвига неоднородности
3
Рис. 6. Эхотомограммы неоднородностей в физической модели биологической ткани: 1 - исходная картина, 2 - изображение после контрастирования, 3 - дифференциальное изображение. Модуль сдвига среды меньше модуля сдвига неоднородности
Таким образом, мы получили не только более контрастное изображение, по сравнению с исходным изображением, но и дополнительную информацию о распределении локальных зон нагрева во всём объёме физической модели тканей. А при наличии вариабельности модуля сдвига в самой неоднородности показана более
тонкая структура такой неоднородности. На контрастном изображении видны намного более чёткие границы всех неоднородностей.
1 2
Рис. 7. Эхотомограммы щитовидной железы. 1 - исходная картина, 2 - изображение после контрастирования. В-сканирование
1 2
Рис. 8. Эхотомограммы печени (гемангиома). 1 - исходная картина, 2 - изображение после контрастирования
1 2
Рис. 9. Эхотомограмма предплечья руки. 1 - исходное изображение, 2 - изображение после контрастирования. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером "128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z " с программой "ЭХО Wave II". Плоскостной датчик c частотой 9 МГц.
На эхотомограммах приведёны примеры контрастирования - щитовидной железы (рис. 7), печени (рис. 8), предплечья руки (рис. 9). Видно, что качество изображения улучшилось. Более выражена чёткость, контрастность контуров и деталей. Выявились дополнительные структуры, которые при обычном «В-режиме» не дифференцировались. При изучении печени контрастное изображение имело более яркие, четкие контуры, четче определялось дистальное усиление ультразвукового сигнала, боковые тени за образованием. Гипе-рэхогенные структуры легче визуализирова-
лись и распознавались на фоне общего затемнения изображения окружающих тканей при контрастировании. Гипоэхогенные зоны выявлялись более четко, визуализировались даже мелкие метастазы в ткани печени.
Всё вышесказанное легло в основу патента на способ контрастирования в ультразвуковой диагностике без применения контрастирующих препаратов, вводимых внутривенно [4].
Заключение. Таким образом, в работе показана возможность ультразвукового контрастирования границ неоднородностей в физических моделях биологических тканей и в биологических тканях для ультразвуковой диагностики. Такая детализация изображений в ультразвуковой диагностике не выявляется стандартными способами при использовании аппаратов ультразвуковой диагностики среднего, экспертного и прима классов. Перемещение дополнительного к диагностическому датчику излучателя позволяет нагреть практически все границы неоднородностей в тканях. Это происходит за счет поглощения сдвиговых волн при трансформации продольных волн в сдвиговые волны на критических углах падения продольной волны. Показана возможность получения для анализа еще одного параметра, не использованного ранее в ультразвуковой диагностике: картины нагрева границ неоднородностей и
соотношений яркостей окружающей ткани и неоднородности при различных соотношениях их волновых свойств и модулей сдвига. Энергия ультразвукового воздействия при использовании метода углового контрастирования и вызываемый ею нагрев границ неоднородно-стей не превышает 1оС и находятся в физиологически допустимых границах. В отличие от методов контрастирования с помощью стабилизированных газовых микропузырьков, распределяемых по сосудам и микрокапиллярам при внутривенном их введении, метод ультразвукового контрастирования позволяет контрастировать, в первую очередь, границы практически всех неоднородностей в исследуемых биологических тканях. Диагностические изображения, полученные на аппарате среднего класса, при применении метода ультразвукового контрастирования превышают по качеству и информативности изображения, полученные с помощью аппаратов ультразвуковой диагностики экспертного класса. Таким образом, метод ультразвукового контрастирования позволяет получить дополнительную информацию и может быть использован наряду с другими методами в дифференциальной диагностике. На первом этапе работ обработка изображений проведена стандартными редакторами изображений.
THE CONTRAST IN ULTRASOUND DIAGNOSTICS WITHOUT THE USE OF CONTRASTING DRUGS
T.N. PASHOVKIN*, E.P. KHIZHNYAK**
* Institute of Cell Biophysics of the Russian Academy of Sciences-a separate subdivision of the Federal state budgetary institution of science "Federal Research Center" Pushchinsky Scientific Center of Biological Research of the Russian Academy of Sciences", 3, Moscow region, Pushchino, 42290, Russia ** Institute of Theoretical and Experimental Biophysics RAS, 3 Institutskaya Str., Pushchino, Moscow region,
142290, Russia
Abstract. The paper discusses the experimental data, obtained using method of high resolution IR thermography and of the middle and expert class ultrasonic devices, illustrating the contrast enhancement of the images and identification of structures, tissues, tissue boundaries and inhomogeneities in tissues that do not show equipment of expert class. To obtain much more contrast images in comparison with the currently used methods of ultrasound diagnostics, we used heating of tissue boundaries and inhomogeneities in tissues by ultrasound generated by an additional transducer. This heating occurs at critical angles of ultrasonic incidence of waves at the tissue boundaries, due to the transformation of longitudinal waves at these boundaries into shear waves, and the absorption of these waves in the boundary layers of tissues and inhomogeneities in tissues. This heating leads to a change in the acoustic impedance of the boundary layers. As a result, the boundaries for the reflected signal appear, or the amplitude of the reflected signal increases from poorly visualized boundaries, which leads to an increase in contrast between different tissues, or between the main tissue of organs and inhomogeneities in these organs. Since the absorption coefficient of shear waves exceeds the absorption coefficient of longitudinal waves by orders of magnitude, under controlled conditions such heating does not exceed physiologically acceptable levels, even in a short time allows to obtain con-
JOURNAL OF NEW MEDICAL TECHNOLOGIES - 2018 - V. 25, № 4 - P. 332-340
trast images in ultrasound diagnostics by increasing the contrast of almost all the boundaries of inhomoge-neities in the tissues under study.
Key words: ultrasound, contrast enhancement, borders, tissues, borders of discontinuity, transformation of waves, longitudinal waves, shear waves, absorption, heat, without contrast agents.
Литература
1. Применение ультразвука в медицине // Под ред. К.Хилла, М.: "Мир", 1989. 568 с.
2. Барышникова Л.Ф. Преобразование акустических волн на границе раздела биологических сред // Акустический журнал. 1986. Т. 32, №2. С. 241244.
References
1. Primenenie ul'trazvuka v medicine [Application of ultrasound in medicine]. Pod red. K.Hilla. Moscow: "Mir"; 1989. Russian.
2. Baryshnikova LF. Preobrazovanie akusticheskih voln na granice razdela biologicheskih sred [Transformation of acoustic waves at the interface of biological media]. Akusticheskij zhurnal. 1986;32(2):241-4. Russian.
3. Борсуков А.В., Безалтынных А.А., Мамо-шин А.В. Сравнительные возможности трансабдоминального и лапароскопического ультразвука при заболевании печени, желчных протоков, желчного пузыря, поджелудочной железы // Вестник новых медицинских технологий. 2013. Т. 20, №1. С. 86-90.
3. Borsukov AV, Bezaltynnyh AA, Mamoshin AV. Sravnitel'nye vozmozhnosti transabdominal'nogo i laparoskopicheskogo ul'trazvuka pri zabolevanii pe-cheni, zhelchnyh protokov, zhelchnogo puzyrya, podzheludochnoj zhelezy [Comparative possibilities of transabdominal and laparoscopic ultrasound in liver disease, bile ducts, gallbladder, pancreas]. Vest-nik novyh medicinskih tekhnologij. 2013;20(1):86-90. Russian.
4. Пашовкин Т.Н., Хижняк Е.П., Шибанов Е.А., Тыньо Я.Я. Способ углового ультразвукового контрастирования границ неоднородностей и неоднородностей в биологических тканях при ультразвуковой диагностике. Патент № 2648880 (RU), 2018.
4. Pashovkin TN, Hizhnyak EP, SHibanov EA, Tyn'o YAYA, inventors. Sposob uglovogo ul'trazvukovogo kontrastirovaniya granic neodnorodnostej i neodno-rodnostej v biologicheskih tkanyah pri ul'trazvukovoj diagnostike [Method of angular ultrasonic contrasting of the boundaries of inhomogeneities and inhomoge-neities in biological tissues during ultrasonic diagnostics]. Russian Federation paatent RU 2648880; 2018. Russian.
5. Пашовкин Т.Н., Сарвазян А.П. Механические характеристики мягких биологических тканей. В кн. "Методы вибрационной диагностики реологических характеристик мягких материалов и биологических тканей". Горький, 1989. С. 105-115.
5. Pashovkin TN, Sarvazyan AP. Mekhanicheskie harakteristiki myagkih biologicheskih tkanej. V kn. "Metody vibracionnoj diagnostiki reologicheskih ha-rakteristik myagkih materialov i biologicheskih tka-nej" [Mechanical characteristics of soft biological tissues. In the book. "Methods of vibration diagnostics of rheological characteristics of soft materials and biological tissues"]. Gor'kij; 1989. Russian.
6. Сарвазян А.П., Харакоз Д.П. Дифференциальный интерферометр малого объема для измерения скорости и поглощения ультразвука // Приборы и техника эксперимента. 1981. №3. С. 203206.
6. Sarvazyan AP, Harakoz DP. Differencial'nyj in-terferometr malogo ob"ema dlya izmereniya skorosti i pogloshcheniya ul'trazvuka [The differential interferometer small volume to measure the velocity and absorption of ultrasound]. Pribory i tekhnika ehksperimenta. 1981;3:203-6. Russian.
7. Фомина С.В., Завадовская В.Д., Юсубов М.С., Дрыгунова Л.А., Филимонов В.Д. Контрастные препараты для ультразвукового исследования. // Бюллетень сибирской медицины. 2011. № 6. С. 137-142.
7. Fomina SV, Zavadovskaya VD, YUsubov MS, Dry-gunova LA, Filimonov VD. Kontrastnye preparaty dlya ul'trazvukovogo issledovaniya [Contrast agents for ultrasound]. Byulleten' sibirskoj mediciny. 2011;6:137-42. Russian.
JOURNAL OF NEW MEDICAL TECHNOLOGIES - 2018 - V. 25, № 4 - P. 332-340
8. Matthew Bruce, Mike Averkiou, Jeff Powers. Ultrasound contrast in general imaging research // 2007 Koninklijke Philips Electronics N.V. Printed in The Netherlands. 4522 962 11481/795 * MAY 2007
9. Chivers R.S., Parry R.T. Ultrasonic velocity and attenuation in mammalian tissues // J. Acoust. Soc. Am., 1978. Vol. 63. P. 940-953.
10. Chivers R.S. Tissue characterization // Ultrasound in Med. & Biol. 1981. Vol. 7, №1. P. 15-20.
11. Frizzell L.A., Carstensen E.L., Dyro J.E. Shear properties of mammalian tissues at low megahertz frequencies // JASA. 1976. Vol. 60. P. 14091411.
8. Matthew Bruce, Mike Averkiou, Jeff Powers. Ultrasound contrast in general imaging research. 2007 Koninklijke Philips Electronics N.V. Printed in The Netherlands. 4522 962 11481/795 * MAY 2007
9. Chivers RS, Parry RT. Ultrasonic velocity and attenuation in mammalian tissues. J. Acoust. Soc. Am. 1978;63:940-53.
10. Chivers RS. Tissue characterization. Ultrasound in Med. & Biol. 1981;7(1):15-20.
11. Frizzell LA, Carstensen EL, Dyro JE. Shear properties of mammalian tissues at low megahertz frequencies. JASA. 1976;60:1409-11.
12. Gramiak R., Shah P.M. Echocardiography of the aortic root // Invest Radiol. 1968. Vol. 3. P. 356-366.
13. Hughes M.S., Lanza G.M., Marsh J.N., Wickline S.A. Targeted ultrasonic contrast agents for molecular imaging and therapy: a brief review // MEDICAMUNDI 47/1, 2003. P. 66-73.
14. Lamuraglia M., Bridal S.L., Santin M., Izzi G., Rixe O., Paradiso A., Lucidarme O. Clinical relevance of contrast-enhanced ultrasound in monitoring anti-angiogenic therapy of cancer: current status and perspectives // Crit Rev Oncol Mematol. 2010. Vol. 73, №3. P. 202-212.
15. Rolf Lohrmann, Brent Lee Golec. Stabilized mi-croparticles and their use as ultrasound contrast agents. Patent USA, 6,193,953 B1, Feb.27, 2001.
16. Steven C. Quay. Gaseous ultrasound contrast media and method for selecting gases for use as ultrasound contrast media. U.S.Pat. №6,620,404 B1, Sep.
16. 2003.
17. Evan Unger. Thermal preactivation of gaseous precursor filled compostions. U.S.Pat. №6,548,047 B1, Apr. 15, 2003.
18. Zhao M., Xu R., Ouyang Q., Chen L., Dong B., Muihua Y. Contrast-enhanced ultrasound is helpful in the diferentiation of malignant and benign breast lesions // Eur J. Radiol. 2010. Vol. 73(2). P. 288-293.
12. Gramiak R, Shah PM. Echocardiography of the aortic root. Invest Radiol. 1968;3:356-66.
13. Hughes MS, Lanza GM, Marsh JN, Wickline SA. Targeted ultrasonic contrast agents for molecular imaging and therapy: a brief review. MEDICAMUNDI 47/1; 2003.
14. Lamuraglia M, Bridal SL, Santin M, Izzi G, Rixe O, Paradiso A, Lucidarme O. Clinical relevance of contrast-enhanced ultrasound in monitoring anti-angiogenic therapy of cancer: current status and perspectives. Crit Rev Oncol Mematol. 2010;73(3):202-12.
15. Rolf Lohrmann, Brent Lee Golec. Stabilized mi-croparticles and their use as ultrasound contrast agents. Patent USA, 6,193,953 B1, Feb.27; 2001.
16. Steven C. Quay. Gaseous ultrasound contrast media and method for selecting gases for use as ultrasound contrast media. U.S.Pat. №6,620,404 B1, Sep. 16; 2003.
17. Evan Unger. Thermal preactivation of gaseous precursor filled compostions. U.S.Pat. №6,548,047 B1, Apr. 15; 2003
18. Zhao M, Xu R, Ouyang Q, Chen L, Dong B, Mui-hua Y. Contrast-enhanced ultrasound is helpful in the diferentiation of malignant and benign breast lesions. Eur J. Radiol. 2010;73(2):288-93.
Библиографическая ссылка:
Пашовкин Т.Н., Хижняк Е.П. Контрастирование в ультразвуковой диагностке без применения контрастирующих препаратов // Вестник новых медицинских технологий. 2018. №4. С. 332-340. Б01: 10.24411/1609-2163-201816304
