МОЖЛИВОСТІ ЗСУВОХВИЛЬОВОЇ ЕЛАСТОГРАФІЇ ДЛЯ КОНТРОЛЯ ПРОЦЕДУРИ ТЕРМОАБЛЯЦІЇ
Кориченський О.М., Бабкіна Т.М., Медведєв В.Є.
Кафедра променевої діагностики НМАПО ім.П.Л.Шупика
Вступ. Термоабляція (ТА) широко застосовується для малоінвазивного лікування вогнищевих утворень в тканинах. Проблемою гіпертермічних методів лікування є пошук балансу між максимально можливим пошкодженням патологічно змінених тканин та мінімальним негативним впливом на здорові. Контролювання температури в процесі термотерапії могло б дати точну оцінку стану області термічного пошкодження тканин. Однак, стандартний В-режим, тканинні гармоніки, допплерівські методики, УЗ контрасти не дають повної картини перебігу і результатів процедури абляції. На сьогодні основним ультразвуковим феноменом при ТА в клінічній практиці є підвищення ехогенності вогнища та перінодальних тканин, що пов'язано з появою пухирців газу в тканинах.
Метою дослідження є визначення принципової можливості ультразвукової термометрії за допомогою зсувохвильової еластографії (ЗХЕ), розробка методики проведення подібного роду досліджень, виявлення температурних залежностей і флуктуацій модуля Юнга (МЮ) деяких біологічних тканин в експерименті.
Матеріали та методи. Досліджували по 5 зразків тканин печінки свині і вим’я корови розміром 50х40х30мм. Нагрівання здійснювали за допомогою термостата із заданою температурою, Контроль температури здійснювали електронним термометром. МЮ визначали за допомогою ЗХЕ, використовувався лінійний датчик L5-12МГц. Для виключення ятрогенної прекомпресії датчик фіксували в лабораторному штативі.
Результати. Була виявлена трифазовість зміни жорсткості обох типів тканин при нагріванні. При 20оС середня жорсткість вим’я була 6,95 ± 0,74 кПа (σ 0,81 ± 0,57 кПа, min 4,19 ± 2,50 кПа, max 8,37 ± 1,83 кПа), при 37°С - 4,68 ± 0,90кПа (σ 0,91 ± 0,91 кПа, min 2,71 ± 1,26 кПа, max 6,74 ± 3,40 кПа), при 50°С - 6,97 ± 3,37 кПа (5,32 ± 8,50 кПа, min 4,68 ± 2,60 кПа, max 36,5 ± 61, 3 кПа). Для вим’я в першу фазу відзначалось рівномірне зниження значень МЮ, яке спостерігалось до температури близько 37°С. Друга фаза в діапазоні температур від 37°С до 44°С мала вигляд "плато" на рівні мінімальних значень МЮ. В третю фазу було підвищення значень МЮ після 45°С. Стрімке зростання значень МЮ спостерігалось після 50°С. Для печінки враховувалися значення чотирьох проб, тому що в п'ятій пробі була виявлена початково надмірно висока жорсткість: при температурі 20°С середнє значення МЮ було 45,3 кПа. При 20оС середня жорсткість печінки була 6,47 ± 1,98 кПа (σ 1,95 ± 0,83 кПа, min 2,58 ± 0,78 кПа, max 9,75 ± 5,36), при 37°С - 7,09 ± 3,23 кПа (σ 1,53 ± 1,23 кПа, min 2,11 ± 0,75 кПа, max 10,4 ± 7,21кПа), при 50°С - 17,9 ± 7, 22 кПа (σ 10,2 ± 11,64 кПа, min 4,74 ± 2,81 кПа, max 82,3 ± 96,11 кПа). Як і для вим’я, можна виділити три фази термічної залежності жорсткості для печінки свині. В першу фазу – стабільне «плато», яке спостерігалось до температури 37°С. Друга фаза в діапазоні температур від 37 до 49 ° С мала пологий підйом. І третя фаза різкого підвищення жорсткості після 49°С.
Висновки. Таким чином, ЗХЕ дозволяє в режимі реального часу візуалізувати та кількісно оцінити динаміку значень МЮ різних м'яких тканин при нагріванні; зміна жорсткості печінки і вим’я при нагріванні має нелінійний характер; в різних типах тканин по-різному змінюється жорсткість при термічному навантаженні; контроль в реальному часі динаміки змін МЮ при нагріванні м'яких тканин за допомогою ЗХЕ є перспективним при плануванні та моніторингу ходу процедури ТА.