Руководство и рекомендации EFSUMB по клиническому использованию ультразвуковой эластографии печени

АВТОРЫ: Christoph F. Dietrich ^{1, 2}, Jeffrey Bamber ³, Annalisa Berzigotti ⁴, Simona Bota ⁵, Vito Cantisani ⁶, Laurent Castera ⁷, David Cosgrove ⁸, Giovanna Ferraioli ⁹, Mireen Friedrich-Rust ¹⁰, Odd Helge Gilja ¹¹, Ruediger Stephan Goertz ¹², Thomas Karlas ¹³, Robert de Knegt ¹⁴, Victor de Ledinghen ¹⁵, Fabio Piscaglia ¹⁶, Bogdan Procopet ¹⁷, Adrian Saftoiu ¹⁸, Paul S. Sidhu ¹⁹, Ioan Sporea ²⁰, Maja Thiele ²¹

1.Отделение внутренней медицины 2, госпиталь Caritas, Бад Мергентхайм, Германия

2.Китайско-немецкий научный центр ультразвукового исследования в медицине, Первая госпитальный филиал университета Чжэнчжоу, Чжэнчжоу, Китай

3.Объединенный отдел физики и Центр визуализации рака CRUK, Институт онкологических исследований и Королевский фонд Marsden NHS Foundation Trust, Лондон, Великобритания

4.Отделение гепатологии, Университетская клиника висцеральной хирургии и медицины, Бернский университет, Берн, Швейцария

5.Кафедра гастроэнтерологии, гепатологии, нефрологии и эндокринологии, клиника Klagenfurt, Клагенфурт-на-Вёртерзее, Австрия

6.Отделение радиологических наук, поликлиника Umberto I, Университет Sapienza, Рим, Италия

7.Отделение гепатологии, госпиталь Beaujon, университет Paris VII, Франция

8.Отделение визуализирующей диагностики, Императорский и Королевский колледж, Лондон, Великобритания

9.Отделение инфекционных заболеваний, университет Pavia, Павия, Италия

10.Отделение внутренней медицины 1, Университетский госпиталь J. W.Goethe, Франкфурт, Германия

11.Национальный центр ультразвуковых исследований в гастроэнтерологии, Университетский госпиталь Haukeland, кафедра клинической медицины Университета Бергена, Норвегия

12.Отделение внутренней медицины 1 – гастроэнтерология, пульмонология и эндокринология, Университет ErlangenNürnberg, Эрланген, Германия

13.Отделение гастроэнтерологии и ревматологии, Университетский госпиталь Лейпцига, Лейпциг, Германия

14.Отделение гастроэнтерологии и гепатологии, университетского медицинского центра Erasmus MC, Роттердам, Нидерланды

15.Центр неинвазивной диагностики фиброза печени, госпиталь HautLeveque, университетская больница Bordeaux, Пессак, Франция

16.Отделение внутренней медицины, отделение медицинской и хирургической науки, университетский госпиталь Bologna S. Orsola-Malpighi, Болонья, Италия

17.Отделение гастроэнтерологии, 3-й Клинической больницы Университета медицины и фармации “Iuliu Hatieganu” Региональный институт гастроэнтерологии и гепатологии “O. Fodor” Клуж-Напока, Румыния

18.Исследовательский центр гастроэнтерологии и гепатологии Краевая, Университет медицины и фармации Краевая, Румыния

19.Королевский колледж Лондона, отделения радиологии, больница King’s College, Лондон

20.Кафедра гастроэнтерологии и гепатологии, университет медицины и фармации “Victor Babes” Тимишоара, Румыния

21.Кафедра гастроэнтерологии и гепатологии, университетский госпиталь Odense, Университет Южной Дании, Оденсе, Дания.

Ключевые слова: пособие, печень, фиброз, хронические заболевания печени, гепатит, хронический вирусный гепатит, сдвиговолновая эластография, компрессионная эластография, алкогольный гепатит, НАЖБП, стоимость аппарата УЗИ в Украине.

Резюме

Мы представляем здесь первое обновление руководства EFSUMB (Европейская федерация ассоциаций по ультразвуку в медицине и биологии – European Federation of Societies for Ultrasound in Medicine and Biology) и рекомендации по клиническому применению эластографии, ориентированные на оценку диффузных заболеваний печени. Первая часть (расширенная версия) этого «Руководства и Рекомендаций» посвящена основным принципам эластографии и содержит обновленную информацию о том, как менялась технология. Описываются практические преимущества и недостатки, связанные с каждым из методов, а также даются рекомендации по оптимизации техники сканирования, отображения изображения, интерпретации изображений, представления данных и некоторых известных артефактов изображения. Вторая часть содержит клиническую информацию о практическом использовании эластографического оборудования и интерпретации результатов оценки диффузных заболеваний печени, а также анализирует основные результаты, основанные на опубликованных исследованиях, опираясь на данные метаанализа. Также обсуждается роль эластографии при заболеваниях печени различной этиологии и в нескольких клинических сценариях. Все рекомендации оцениваются с учетом их доказательной силы в соответствии с уровнями доказательности Оксфордского центра доказательной медицины. Этот обновленный документ призван служить справочным материалом и практическим пособием для начинающих и продвинутых клинических пользователей.

Основные принципы и технология

Введение

В этом руководстве, термин эластограмма относится к любому изображению любого эластичного свойства ткани. В этой статье также описываются невизуальные измерения таких характеристик в определенных зонах. Они называются точечными эластографическими методами. С другой стороны, эластометрия – это измерение эластичных характеристик ткани, которое может быть получено или с помощью методов визуализации, или без визуализации.

Основные принципы эластографии не изменились с тех пор, когда они были изложены в первой части оригинальных пособий EFSUMB и рекомендаций WFUMB по этому вопросу [1, 2]. Таким образом, этот документ призван обеспечить обновленной информацией о технологических изменениях с 2017 года в этой области, которая быстро развивается. Представленны достаточно краткие выводы, позволяющие понять этот документ без ссылки на более ранние данные, хотя цель заключается не в том, чтобы детально воспроизвести материал документа 2013 года.

Основные принципы эластографии

Мы рекомендуем рассматривать эластографию, как тип удаленной пальпации, которая позволяет измерять и отображать биомеханические свойства тканей организма. Эти свойства связаны с упругими силами в тканях, которые восстанавливают их форму или объем после сжатия и противодействующие сдвиговой деформации*. Это представление объединяет различные типы эластографии и объясняет, почему они все отражают изображение контрастно, поскольку базируются на одной и той же информации, связанной с модулем сдвиговой жесткости, который описан ниже. Это подробно объяснено в [1], наряду с различными типами сдвиговой деформации. Сдвиговая деформация создается силой, приложенной или к точечной локализации или широко, через поверхность тела. Важно отметить, что переходные сдвиговые деформации будут распространяться как поперечные сдвиговые волны, что обсуждается ниже.

Сила может быть приложена путем нажатия или вибрации на поверхность тела, или с помощью естественного физиологического движения, или электронноуправляемым ультразвуковым датчиком для создания сфокусированной акустической радиационной силы (acoustic radiation force – ARF) на контролируемой глубине. Акустическая радиационная сила пропорциональна усредненной по времени интенсивности I звукового луча в месте толчка и амплитудного коэффициента поглощения α в месте толчка, обратно пропорциональна скорости звука c_ι в месте толчка, и увеличивается с каждым отражением или рассеиванием звука в зоне толчка. При отсутствии отражения или рассеяния, величина радиационной силы, действующей в каждой точке объема среды, равна F = 2αI / c_ι [3]. Все ультразвуковые датчики обычно генерируют такую ​​силу, но сила, интегрированная по длительности диагностического импульса (<2 мкс), слишком невелика, чтобы генерировать смещения, пригодные для измерения. В лучах, предназначенных для создания акустической радиационной силы, пригодной для измерения сдвига, используют специально длиннее импульсы (50-1000 мкс). Это создает сдвиги ткани на микронном уровне.

Все доступные методы ультразвуковой эластографии (рис.1) используют ультразвук для измерения сдвиговых деформаций внутренних тканей, возникающих в результате приложенной силы. Важным является тип силы (рис 1, столбец 2). Если сила меняется медленно относительно времени распространения сдвига до необходимой глубины, как это имеет место при компрессии датчиком или физиологическом движении тканей, она считается квазистатической. Трудно получить изображения, которые отражали бы количественно свойство ткани с использованием квазистатической приложенной силы, хотя возможна количественная оценка относительно эталонной ткани или материала фантома.

Рис.1. Типы эластрографии, которые описанны в данной статье.

1 – пальпация на поверхности тела.

2 – кардиоваскулярная или дыхательная пульсация (физиологически индуцированные смещения тканей).

3 – термина «реальное время / real time» мы избегаем, по эластографии в реальном времени, так как эластографические системы, которые описываются в этой статье, не подходят ни для быстрого исследования больших объемов, ни для беглого осмотра движения ткани на серии эластограмм.

4 – термин «сдвиговолновая эластография» (SWE – share wave elastogrsphy) используется согласно данным литературы, и относящийся к методам, которые генерируют изображение с помощью импульса сфокусированной акустической радиационной силы. Это включает 3D-SWE и 2D-SWE. Точечная сдвиговолновая эластография (pSWE) характеризуется определением точечной средней (без картинки) скорости сдвига волны за счет импульса радиационной силы. Подчеркиваем, что это отдельный метод SWE, в литературе названый как количественное ARFI. ТЭ – транзиентная эластография также измеряет скорость сдвиговой волны (SWS – share wave speed), без формирования изображения, и классифицируется здесь, как SWE.

5 – SWS может быть выраженна в виде или сдвигового модуля G, или модуля Юнга E, исходя из предположений, которые объясняются в данной статье.

Динамические силы допускают абсолютную количественную оценку свойств ткани. Они включают в себя импульсы и непрерывные вибрации, которые могут проводиться механически на поверхности тела или глубоко внутри тела с использованием силы акустического радиационного давления. На рис. 1 показано только импульсные динамические силы, так как имеющиеся коммерческие ультразвуковые системы с эластографией, по-прежнему не используют непрерывно вибрационную энергию, хотя есть примеры в литературе, в опубликованных исследованиях по ультразвуковой эластографии [4-6]. Это отличает их от магнитно-резонансной эластографии (МРЭ), где непрерывная гармоничная вибрация, индуцированная на поверхности тела, является наиболее распространенным методом [7-9].

Обработка сигнала внутри сканера для всех современных коммерческих ультразвуковых эластографических методик начинается с измерений смещения тканей, как функции пространственного расположения и времени, с использованием кросс-корреляционного трекинга, допплеровского или иного способа обработки. Различные методы эластографии отличаются друг от друга тем, что они обрабатывают эти данные измерений смещения тканей для создания эластогрфических изображений (собственно эластографии) или измерения эластичности (эластометрии). Существуют три варианта отображения свойств ткани (Рис.1, столбец 4):

а) Отображение смещения без дальнейшей обработки (Рис.1, строка 2), как при формировании изображения на основе силы акустического радиационного давления (ARFI). Смещение ткани связано со сдвиговой деформацией. Чем больше сила, тем больше смещение, но более жесткие ткани смещаются в меньшей степени, чем мягкие ткани. Жесткость определяется как сила, приложенная к ткани, деленная на смещение ткани, которое возникает. Если предполагается, что сила (обычно количественно не известна) одинакова для всех зон на изображении, можно предположить, что изображение сдвига является обратной картой относительной жесткости (она является обратной, потому что чем жестче ткань, тем меньше смещение). Обратите внимание на то, что жесткость определяется не только механическими свойствами ткани, но также и геометрическими факторами, такими как площадь поперечного сечения образца ткани, к которому применяется сила. Хотя само смещение является количественным, яркость изображения обычно соотносится со шкалой в относительных качественных категориях между мягким (ярким) и твердым (темным).

в) Отображение деформации или степень деформации ткани (на рис. 1, строка 1), которая рассчитывается по пространственному градиенту смещения или скорости, соответственно, как при стрейновой/компрессионной эластографии (SE – strain elastography). Смещение изображений работает хорошо, когда четко локализованые силы применяются на глубине, как при визуализации ARFI. Однако когда сила приложена к большой области поверхности тела, напряжение ткани обеспечивает лучшее измерение деформации, потому что, в отличие от смещения, оно не уменьшается с глубиной. Модуль Юнга Е является истинным свойством ткани, которое измеряется осевым сжатием образца ткани относительно его общей площади поперечного сечения вдоль его длины. Он равен приложенному напряжению σ, разделенному на измеренную деформацию ε, так называемый известный закон Гука Е = σ / ε, где напряжение является приложенной силой на единицу площади, а деформация – изменение длины образца, деленная на его исходную длину. Если предполагается, что напряжение (обычно не известно) одинаково для всех изображений, изображение деформации можно рассматривать как обратную относительную карту модуля Юнга (оно является обратным, поскольку чем выше модуль Юнга, тем меньше деформация). Хотя сама деформация является количественным измерением (единица в%), яркость изображения обычно распределяется по шкале относительными категориями между мягким (ярким) и твердым (темным).

с) Отображение скорости сдвиговых волн (SWS – share wave speed) (Рис.1, строки 3-7), вычисляется с использованием данных сдвига во времени для измерения промежутка времени от момента генерации до появления сдвиговой волны в различных зонах. Все подобные методы сгруппированы под общим термином сдвиговолновой эластографии (СВЭГ, SWE – share wave elastography), и включают в себя: транзиентную эластографию (TE – transient elastography), точечную сдвиговолновую эластографию (рSWE – point SWE) и многомерную сдвиговолновую эластографию (2D-SWE и 3D-SWE).

Это возможно только тогда, когда сила приложена динамично. Сдвиговая деформация, возникающая локально и мгновенно в ткани, распространяется как сдвиговая волна, до тех пор, пока не будет полностью ослаблена по ходу ее перемещения, достигает удаленного местоположения через некоторое время, которое определяется как скорость сдвиговой волны – cs. Скорость сдвиговой волны может отображаться в единицах мс^-1. В качестве альтернативы, предполагая, что она не меняется в зависимости от величины или частоты приложенной силы, или от положения и направления в ткани, cs может быть преобразована или в модуль Юнга Е, или в сдвиговой модуль G с использованием уравнений Е = 3ρcs² и G = E/3 (предполагая, что ткань является несжимаемой, где ρ – плотность ткани. Внимание! Оба модуля E и G выражаются в одинаковых единицах килопаскалях (кПа). Выбор того, отображать скорость СВ в м/с или модуль в кПа, может зависеть от желания пользователя, или такой выбор может быть недоступен (иногда определяется регулирующими органами для конкретного региона, в котором сканер или измерительная система изготовлены или проданы).

Пояснение: В литературе по магнитно-резонансной эластографии (МРЭ, MRЕ типично представлены данные о сдвиговом модуле G, тогда как в литературе по ультразвуковой эластографии, чаще всего приводятся значения для модуля Юнга Е. Читателю следует быть осторожным при сравнении данных по опубликованным статьям, так как обе величины выражены в одних и тех же единицах (кПа) и E = 3G. При публикации результатов исследований важно указать, какой модуль был измерен при использовании единиц кПа, избегая неспецифических терминов, таких как жесткость, и необходимо сказать, как он был рассчитан.

Причины, по которым ультразвук может использоваться для получения эластограмм.

Ультразвук – это распространение кратковременной деформации плотности. В мягких тканях он движется со скоростью 1350-1600 мс^-1, тогда как сдвиговая деформация идет значительно медленнее, в диапазоне 1-10 мс^-1 [10]. Эта разница в скорости означает, что ультразвук может использоваться для измерения смещений ткани в точных фазах сдвиговой деформации. Ультразвук имеет также относительно небольшое затухание, позволяет проводить измерения смещений с высоким разрешением в несколько микрон на глубине нескольких сантиметров. Кроме того, спекл в ультразвуковых изображениях позволяет измерять перемещения ткани, даже когда нет четко дифференцированных тканевых структур для трекинга.

Различия между эластограммами и ультразвуковыми изображениями.

Контрастность тканей во всех видах эластограмм потенциально очень высокая, так как она связана с разницей в сдвиговом модуле G, который меняется более чем на пять порядков во всех мягких тканях по сравнению с объемным модулем K, который колеблется примерно на 12% (для В-режима*). Ультразвук способен распространяться через жидкость, а в тканях молекулярная композиция в значительной степени определяет скорость и абсорбцию ультразвука, тогда как сдвижная волна не будет распространяться в невязкой чистой жидкости и передается в основном через высокоуровневую структуру ткани. Хотя ультразвуковое рассеивание происходит на крупномасштабном структурном уровне, оно также возникает на клеточном уровне и не требует, чтобы структура была цельной. С другой стороны, смещение не будет распространяться через разрывы нулевого трения в структурной матрице. Например, разбавленная суспензия клеток в физиологическом растворе будет рассеивать/отражать ультразвук, но не будет поддерживать сдвиговую деформацию или сдвиговую волну. Наконец, что очень важно, в отличие от ситуации при распространении и рассеянии ультразвука, сдвиговой модуль большинства тканей увеличивается с ростом сосудистого и интерстициального давления. Эти особенности могут сделать эластографию чувствительной к наличию заболевания в ситуациях, когда обычное ультразвуковое изображение не может его обнаружить.

Технология ультразвуковой эластографии

Типы эластографии, вышеупомянутые, и коммерчески доступные системы показаны на рис. 1. Обратите внимание, что они могут быть взаимодополняющими во многих отношениях для общего клинического применения. Для использования относительно печени, наиболее распространены методы, которые показывают скорость сдвиговой волны (SWS), затем идет визуализация смещения (для очаговых поражений в печени) и, наконец, визуализация деформации.

Компрессионная эластография (SE) и визуализация степени деформации (SRI): квазистатическая визуализация деформации (Рис.1, строка 1)

Компрессионная эластография, хотя и остается наиболее широко применяемым методом эластографии в коммерческих системах, она является наименее используемым методом для исследований печени. Поскольку движение происходит в результате компрессии ультразвуковым датчиком или физиологического движения, изображение осевого/аксиального смещения между последовательно полученными эхо-изображениями ультразвука рассчитывается с использованием или радиочастотного отслеживания корреляции эхо-сигналов, или допплеровской обработки (при использовании допплеровской обработки этот метод часто называют изображением скорости деформации). Аксиально-градиентная система окна, которое двигается, превращает изображение осевого смещения в изображение деформации. Мало что изменилось в доступных системах диагностики, артефактах, преимуществах и недостатках визуализации деформации, хотя тенденция заключается в повышении устойчивости, использовании большего количества методов выбора качества кадра и пикселя, а также повышении чувствительности. Это позволяет получать эффективную эластограмму с небольшой или вообще отсутствием компрессии оператором на некоторых системах, полагаясь на непроизвольные движения рук оператора или физиологические движения в теле пациента. Рекомендации по полуколичественному анализу изображений деформаций, например, с использованием коэффициентов деформации и гистограмм деформации, остаются такими же, как описано в [1].

Визуализация с помощью импульса акустической радиационной силы (ARFI): изображение смещения ткани, индуцированное радиационной силой (Рис.1, строка 2)

Осевое смещение для локализаций, расположенных ниже заданной линии изображения, рядом и вокруг одного толчкового фокуса, измеряется путем сравнения мест расположения эхосигнала и/или спекла ткани визуализированных импульсов, излучаемых до и сразу (<1 мс) после толчка. Изображение смещения в небольшой области интереса (ОИ, region of interest – ROI) генерируется путем повторения последовательности импульсов «image-push-image» для последовательности A-линий в ОИ. ARFI остается фирменной технологией визуализации Siemens Virtual Touch ™, которая описана в 2013 году, при этом преимущества, недостатки и различные графические артефакты метода остаются неизменными [1]. Методика не используется для оценки диффузных заболеваний печени (качественная ARFI*).

Сдвиговолновая эластография (SWE); методы, которые используют скорость сдвиговой волны.

Транзиентная эластография (ТЭ): сдвиговолновая эластометрия путем измерения скорости сдвиговой волны, генерируемой с помощью поверхностного импульса (Рис.1, строка 3)

Несмотря на название, это не единственный метод, который использует транзиентную (кратковременную) силу. Все динамические методы на Рис. 1 используют аналогичный алгоритм. Эта техника предназначена только для измерения эластичности печени, а также для использования лицами, которые не являются специалистами по диагностической визуализиции. Автоматическое движение поршня, который также является ультразвуковым датчиком в форме диска, генерирует однотактный импульс 50 Гц с контролируемой силой, приложенной к поверхности тела. Кратковременная (транзиентная) сдвиговая деформация, созданная таким образом, распространяется в глубину ткани. Практически постоянная скорость может быть определена в печени на протяжении около 4 см (до того, как она перестает определяться через угасание). Скорость измеряют по прямой линии, автоматически установленной в M-режиме смещения, которая показана справа на рис. 2, полученном путем обработки эхо-сигнала ультразвуковой радиочастоты в А-режиме в зависимости от времени.

Рис. 2. Транзиентная эластография с помощью Fibroscan™. Пример изображения, которое показывает эхо M-сканирования слева на экране, линейную амплитуду эхо в A-режиме в середине и отображение смещения в M-режиме справа после контролируемого вибрационного импульсного толчка с поверхности тела (полное объяснение см. В [1]).

Точечная сдвиговолновая эластография (pSWE): сдвиговолновая эластометрия в определенной точке путем измерения скорости сдвиговой волны, генерируемой с помощью давления акустической радиационной силы (Рис.1, строка 4)

Когда ARFI применяется в глубине внутри ткани, генерируется сдвиговая волна (СВ). Средняя скорость распространения СВ (SWS) от фокусной точки, расположенной на одной боковой грани ROI к другой противоположной боковой грани ROI может быть измерена путем определения времени достижения СВ этой точки, что и происходит при ARFI. Как и в случае с TE, не создаются никакие эластограммы. Измеряется только локальное среднее значение SWS. Однако ультразвуковое исследование в В-режиме* используется для определения места размещения ОИ, и измерения может проводиться даже тогда, когда необходимо проводить диагностику через асцит. Другие преимущества и недостатки описаны в [1]. Основное обновление с момента выхода [1] заключается в том, что, как указано на рис. 1, теперь все больше производителей предоставляют этот тип измерения, который был известен как количественное ARFI (quantification), что впервые было введено Siemens. В настоящее время эта технология также предлагается Esaote, GE, Hitachi, Philips и Samsung.

Качество измерений SWS определяется специальными алгоритмами оценки SWS в системах pSWE и может предупреждать пользователя, если измеренное значение не является достоверным.

Многомерная сдвиговолновая эластография (2D-SWE, 3D-SWE): количественная SWE визуализация (и эластометрия) путем измерения скорости сдвиговой волны, генерируемой с помощью акустической радиационной силы (Рис.1, строки 5-7)

Метод, описанный выше для pSWE, может быть расширен, с целью получения количественных изображений SWS в большой ОИ. При этом ARFI фокус (толчок) помещается по глубине в нескольких последовательных зонах, и в каждой из них определяется время появления сдвиговой волны в нескольких латеральных зонах. Это создает фрагменты небольших SWS изображений, которые могут быть элементами «мозаики» для создания большой ОИ с 2D-SWE изображением, кодирующимся в цвете или в оттенках серого. При этом картинка может накладываться с регулируемой прозрачностью на изображение в B-режиме или, опционально, изображения SWE и B-режиме могут отображаться отдельно рядом, на сдвоеном экране side-by-side. В дополнение к визуальной оценке таких эластограмм на цветовой шкале (калиброванной в м/с или кПа), они могут быть количественно проанализированы с использованием измерительных контрольных объемов (КО). Эти КО можно размещать в исследуемых зонах для получения статистических величин, таких как среднее, стандартное отклонение, минимальное и максимальное значение SWS или модуля Юнга в кПа (хотя минимум часто не является полезным, из-за отсутствия данных о его значимости). Нужно время для последовательных толчков и измерений в нескольких местах. Поэтому, в некоторых системах, создается статическое изображение SWE (примерно через 700 мс на Siemens S3000 ™), которое может повторяться после команды пользователя, после необходимого времени для охлаждения датчика. В SuperSonic Imagine Aixplorer ™ 2D-SWE-изображения «в режиме реального времени» (до нескольких кадров в секунду) создаются с использованием сочетания аксиально расположенных фокусов толчков. Это создает по глубине линию из фокусов толчков в ОИ SWE изображения и сдвиговую волну, которая должна затухать медленнее, чем волна от одного составляющего фокуса толчка. Эхо-изображения генерируются тысячами кадров в секунду, используя плоские ультразвуковые волны при генерации и высокопараллельные формирования луча на приеме, что позволяет определять время появления сдвиговых волн в многочисленных зонах, без необходимости генерирования многократных толчковых импульсов ARFI.

Основным обновлением по сравнению с [1] является то, что другие производители, включая Toshiba, GE, Philips и Mindray, теперь выпустили продукты 2D-SWE, которые в целом аналогичны, но отличаются в деталях метода и частоте дискретизации.

Toshiba, Philips и Mindray, похоже, внедрили традиционный толчковый метод ARFI, подобный Siemens. Mindray использует высокопараллельные формирования луча и зонированную проходящую волну, для регистрации перемещения сдвиговой волны со скоростью более 1000 кадров в секунду в областях шириной до 4 см. Philips также использует высокопараллельную  обработку, что позволяет свободно перемещаться 2D-SWE по областям до 5 см в высоту и на 7 см в ширину с использованием абдоминального конвексного датчика с частотой кадров 0,4-1,6 Гц, в то время как основной B-режим работает с частотой кадров 20 Гц для визуального наведения (рис.3b). GE внедрила методику «comb push» гребенчатого толчка [11], которая (как показано на рис. 4) генерирует толчки вдоль ряда линий ARFI одновременно. Как следствие, сдвиговые волны распространяются, удаляясь от различных толчковых линий, и проходят друг через друга. Чтобы избежать путаницы в определении времени появления сдвиговых волн, распространяющихся в разных направлениях, система анализирует время появления на постоянной глубине в зависимости от положения в боковом направлении и использует фильтрацию Фурье для разделения волн, движущихся влево, от тех, что движутся вправо. Комбинация интерполяции по времени с результатами трекинга смещения позволяет получить приемлемо большой коэффициент преобразования 2D-SWE, примерно в 100 мс, с использованием обычного (аппаратного) формирователя луча.

Обратите внимание, что фильтрация направления также используется другими производителями, так как она имеет дополнительное преимущество уменьшения артефактов измерения SWS, которые, например, обусловлены отражениями сдвиговой волны на границах сдвигового импеданса (там где либо именяется плотность ткани либо скорость сдвиговой волны).

Рис. 3. Пример 2D-SWE в печени (b), реализованный на Philips EPIQ™, который может отображаться одновременно с изображением в B-режиме (a) и с картой достоверности (c), как описано в тексте.

Рис. 4. Техника «comb push» гребенчатого толчка в GE LOGIQ E9™, которая включает в себя направленную фильтрацию сдвиговой волны для SWE с использованием обычного (аппаратного) формирователя луча [12].

Также стала распространенной в последних 2-SWE системах (например, Toshiba, GE, Mindray) возможность выбора между непрерывно обновляемым изображением (почти в режиме реального времени) и более медленным изображением, которое считается более качественным одиночным кадром.

Все 2D-SWE системы имеют встроенные индикаторы качества оценки скорости сдвиговой волны и принимают соответствующие действия для настройки отображения, когда качество падает слишком низко. Например, при появлении неправильного пикселя при наложении 2D-SWE изображения, существует возможность просмотра изображений в B-режиме или установки этого пикселя как черного цвета. Как правило, это происходит по мере ухудшения соотношения сигнал/шум с глубиной, что ограничивает возможность проникновения 2D-SWE, как в примере, показанном на рис. 5.

Рис.5. Пример параллельного (side-by-side) отображения B-режима (слева) и SWE-изображения (справа) фантома, содержащего сферическое включение, которое мало или совсем не контрастирует относительно фона, но более мягкое, чем фон. Это говорит о том, что выпадение пикселя при SWE при слабом соотношении сигнала к шуму на большой глубине, снижает качество оценки скорости сдвиговой волны ниже допустимого, таким образом, ограничивая глубину проникновения SWE.

Дополнительный подход к оценке качества представлен Toshiba, как показано на рис. 6 (справа), который опционально отображает на дисплее зарегистрированное время появления сдвиговой волны в стиле «волнового фронта» – Propagation (распространение).

Рис. 6. Иллюстрации цветового наложения SWE (слева) и «волнового фронта» Propagation, который отображает время появления сдвиговой волны (справа) на системе Toshiba Aplio 500™, отражающей артефакты. Использовался фантом для подготовки к биопсии, содержащий кистоподобные включения, которые являются эхонегативными, но твердыми и слегка более жесткими, чем фон.

Концепция Propagation заключается в том, что, если последовательные линии параллельны (даже если они хаотичны), качество приемлемо. Но не приемлемо, если они не параллельны. На показанном изображении можно видеть, что линии времени появления волны все дальше друг от друга, когда скорость сдвиговых волн увеличивается (см. изображение слева). Кажется, что сдвиговая волна распространяется слева направо, становясь неправильной по форме, когда она появляется справа от относительно жесткого включения, где на эластограмме появляется более жесткая область на заднем плане. Но непараллельные линии времени появления волны на картинке справа показывают, что это артефакт.

Philips предоставляет дополнительную опциональную карту достоверности (Рис.3, c), объединяющую несколько показателей качества изображения, которые могут отображаться альтернативно с эластограммой, и которая помогает оператору проводить измерения (в режиме онлайн или ретроспективно по сохранившимся изображениям) в зонах, где высокая достоверность оценки SWS. Также компания предлагает купить УЗИ датчик для смартфона.

Обычно можно установить ОИ с длиной сторон в несколько сантиметров, а глубина проникновения 2D-SWE изображения может быть как минимум 8 см, в зависимости от используемой системы и датчика. Расширения для получения 3D количественных SWE-изображений (3D-SWE) до настоящего времени были ограничены использованием 3D датчиков, которые состоят из механически модифицированных матриц 1D датчиков. Такая функция доступна в SuperSonic Imagine Aixplorer™, которая позволяет воспользоваться преимуществом 2D-SWE в реальном времени для получения набора 3D-SWE изображений.

Большинство преимуществ, недостатков и артефактов для SWE визуализации остаются такими, как обсуждалось в [1]. Давление датчика при контакте с кожей приводит к тому, что поверхностные ткани становятся более жесткими из-за нелинейного характера напряжения-деформации ткани, но полученный артефакт скорости с высокой скоростью сдвиговой волны обычно не является проблемой для визуализации печени, поскольку он возникает только вблизи ее поверхности.

Следует отметить, что отсутствие эхо-сигнала на изображении в B-режиме не всегда приводит к отсутствию сигнала SWE, как это должно происходить в кистозной структуре (например, на рис. 6 слева). Артефактный сигнал SWE может возникать в результате взаимодействия между относительно большой толщиной среза, типичной для большинства изображений SWE, и ограниченными вертикальными размерами кистозной структуры. Аналогичное влияние фона на количественные значения скорости сдвиговой волны можно ожидать для любых небольших структур, независимо от того твердые они или кистозные, жесткие или мягкие.

Глубина проникновения различных технологий

В случае, когда SE полагается на применение квазистатичной деформации поверхности тела, а не на внутреннее физиологическое движение, ограниченная площадь датчика (наряду с другими факторами) вызывает быстрое затухание деформации с глубиной исследования. Это ограничивает использование SE только в самых поверхностных областях печени, хотя использование дополнительного расширения контактной поверхности датчика может увеличить глубину, на которой можно эффективно оценить информацию о деформации.

При динамических деформациях, которые используют методики SWE, как и для ультразвуковых волн, затухание сдвиговых волн в ткани увеличивается с частотой, за исключением того, что коэффициент затухания для сдвиговых волн примерно в 1014 раз выше, чем для ультразвука с той же частотой [13] . В результате, для создания сдвиговых волн для эластографии, должны использоваться очень низкие частоты вибрации, возбуждающей их. Когда для создания сдвиговых волн используются механические источники на поверхности тела (как при TE), нужно проникновение сдвиговых волн на много сантиметров, требующее использования частот в десятки Гц. Когда сфокусированный ARFI используется для создания сдвиговых волн, этим волнам нет необходимости достигать исследуемой глубины, распространяясь от поверхности, поэтому могут использоваться более высокие частоты сдвиговых волн (сотни Гц). Здесь глубина проникновения достигается пучком ультразвука, который используется для генерации сдвиговой волны. Несмотря на то, что сдвиговая волна может перемещаться только на короткое расстояние (из-за ее более высокой частоты), другую сдвиговую волну можно легко генерировать в новом положении источника, используя другой луч ARFI.

Хотя длина волны примерно в тысячу раз меньше для сдвиговых волн, чем для ультразвуковых волн с той же частотой, тот факт, что частоты для SWE настолько малы, означает, что длина сдвиговых волн находится в области нескольких сантиметров (длина волны = скорость, деленная на частоту). Поэтому такие источники сдвиговой волны, как поверхностные демпферы или импульсы направленной акустической радиационной силы, как правило, меньше длины самой волны и создают сдвиговые волны, которые расходятся. Однако, описанный выше метод ультразвуковой фокусировки ARFI-фокуса быстрее, чем SWS, который использовался для создания линейного источника в глубине ткани, и может быть использован для создания источника, который в какой-то степени, является сфокусированным.

КПа или мс^-1?

Как упоминалось в 1.2c), некоторые системы SWE позволяют выбирать шкалу изображения, при этом измерения могут быть представлены в единицах мс^-1 (м/сек) или кПа. Существует более чем одна причина, по которой лучше представлять результаты в единицах мс^-1, а не в кПа. Во-первых, это единица скорости сдвига волны cs, которая является величиной, измеренной при сканировании. Если пользователь запрашивает результаты в кПа (единицах модуля упругости), система должна превращать измеренные данные в модуль упругости, такой как модуль Юнга Е. Это преобразование обычно использует очень простое уравнение E = 3ρcs². Как и в большинстве простых уравнений, сделано много предположений, но они, как правило, недостоверны. В этом случае эти предположения включают следующее:

а) плотность ткани всегда составляет 1000 кг/м3. Это может быть не всегда верно, хотя ошибка, обусловленная допущением, может быть небольшой.

в) модуль упругости не меняется с величиной приложенной силы (т.е. величины толчкового импульса, который генерирует сдвиговую волну, или любое предварительное напряжение, такое как давление датчиком или портальная гипертензия, на которые накладывается толчковый импульс). Это эквивалентно предположению, что эластичный ответ ткани имеет линейную зависимость. В общем, это неверно, и очевидно, в будущем ожидается, что величина нелинейности будет признана важным свойством тканей.

с) модуль упругости не меняется с частотой сдвиговой волны. Это эквивалентно предположению, что ткань является идеально эластичной, хотя практически все ткани являются вязкоэластичными, и это означает, что ткань становится более жесткой, чем больше она деформируется, то есть чем выше частота.

d) модуль упругости не меняется с направлением, то есть ткань механически является изотропной, хотя почти все ткани имеют анизотропный характер по длине.

е) не существует никаких границ или структур тканей вблизи, которые могут привести к тому, что волна будет перемещаться иначе, как другой тип волны (например, волны Лэмба или Рэлея) или рассеивать сдвиговые волны. Все это cводит на нет предполагаемую связь между скоростью и модулем упругости.

Тот факт, что эти предположения могут быть неверными для многих тканей, делает модуль упругости косвенным измерением. Точное преобразование измеряемой скорости в модуль Юнга требует гораздо более сложных уравнений и многих других измерений и, как правило, невозможно. Скорость сдвиговой волны является прямым измерением, и, например, США «U.S. Food and Drug Administration» на сегодня утвердила только системы для продажи, которые используют цифровые эластографичные дисплеи в единицах SWS.

Во-вторых, значения модуля упругости ткани в литературе часто приводятся для G, модуля сдвига, а не для модуля Юнга. В частности, это характерно для литературы по магнитно-резонанской эластографии (МРЭ). Оба модуля имеют единицы кПа, что может ввести в заблуждение, считая, что данные могут быть объединены, тогда как численные значения для двух модулей разные. Преобразование с использованием соотношения E = 3G возможно с предположением, что ткань несжимаема, но для применения этого соотношения авторы должны указать, какой модуль измеряется.

Нам представляется, что результаты отчетности в пользу SWS (мс^-1) решают эти проблемы. Однако это не освобождает ученого от необходимости предоставлять полную информацию обо всех вышеупомянутых экспериментальных переменных (a-e), особенно о частоте сдвиговых волн, поскольку SWS будет меняться с каждой из них.

Наконец, хотя и рекомендуется использовать SWS, а не модуль упругости, все же существуют свои сложности. Во-первых, это измерение вязкоупругости, предположительно, будет проводиться на ультразвуковых эластографических системах. Это уже касается МРЭ, где результаты часто фигурируют как комплексный модуль сдвига с реальными и мнимыми компонентами. Это означает, что ситуацию с ультразвуковой эластографией необходимо будет держать в поле зрения, хотя лучшим методом (а не будущим переключением на косвенное измерение, такое как комплексный сдвиговый модуль) может быть представление прямых измерений, таких как SWS в м/с и коэффициент затухания сдвиговой волны, а также их частотные зависимости. Важно понимать, что через квадрат соотношения между модулем и скоростью, средние и стандартные отклонения, рассчитанные для данных, записанные в мс^-1 и затем преобразованы в кПа, а не будут равны средним и стандартным отклонениям, вычисленным после первого преобразования исходных данных в кПа. Это справедливо для наборов данных пациентов, а также для средних и стандартных отклонений, рассчитанных для ОИ для неоднородных тканей. Учитывать эту проблему необходимо при попытке объединения данных.

Сопоставимость данных между различными технологиями SWE

Как уже отмечалось, измеренные значения SWS будут варьировать в зависимости от ряда системных факторов, в частности частоты вибрации и ширины полосы сдвиговой волны. Кроме того, погрешность измерения может возникать из-за используемого программного метода. Например, для расчета времени и относительной скорости сдвиговой волны. Таким образом, хотя всегда желательно передавать как можно больше экспериментальных и системных переменных, в настоящее время поправки для эффектов этих переменных невозможны. Поэтому, если не будет проведено специальное исследование для получения экспериментального фактора в определенной тематической популяции, с целью коррекции диапазона данных для различного оборудования, не следует объединять данные, полученные с использованием более одной системы. Важно отметить, что пороги жесткости для клинического использования, известные для конкретного оборудования, не должны использоваться для другого оборудования. Если не доказано иное, эта рекомендация должна применяться не только к оборудованию от разных производителей, но даже к различному оборудованию одного и того же производителя или к различным параметрам для одного и того же оборудования. Например, сообщается о зависимости от глубины в измерении SWS. Таким образом, стандартизация установления глубины должна использоваться при накоплении данных внутри популяции.

Обучение специалистов

EFSUMB работает над повышением качества ультразвукового образования и поддерживает отличные профессиональные стандарты в области обучения и практики эластографии [14]. Для обеспечения наименьшей возможной внутреисследовательской вариабельности EFSUMB рекомендует, чтобы ультразвуковая эластография выполнялась специалистами, прошедшими квалификацию 1-го уровня. Однако также может быть возможным обучение специально подготовленного персонала только для проведения эластографических измерений [15]. Из практики применения TЭ [16, 17] известно, что необходимый период обучения достаточно короткий, и это также наблюдалось и в исследованиях с использованием ультразвуковой эластографии [18, 19]. Однако, нам кажется, что опыт в ультрасонографии печени играет важную роль в способности выполнять измерения жесткости, как минимум с помощью визуализации сдвиговых волн, и приводит к более надежным эластографическим измерениям (эластометрии), особенно у пациентов с ожирением [20].

Опыт специалиста существенно влияет на надежность измерения жесткости печени (LSM – liver stiffness measurement), что выполняется с помощью TЭ, при этом специалист с опытом менее 500 процедур, в 2,6 раза чаще представляет недостоверные результаты [21, 22]. TЭ может быть легко освоен медсестрой или техником, после примерно 100 исследований [16, 17]. 100 исследований должны считаться минимально необходимыми для подготовки, а обучение, включающее более 500 процедур, характеризует опытного специалиста ТЭ.

Не существует единого мнения о том, что представляет собой опытный специалист для pSWE и 2D-SWE. Возможные определения для 2D-SWE включают в себя выполнение более 300 ультразвуковых сканирований брюшной полости или более 50 контролируемых исследований 2D-SWE [20, 23].

Остается главный вопрос: кому разрешено проводить исследования и интерпретировать данные эластографии? На сегодняшний день в литературе недостаточно данных для достоверного ответа на этот вопрос. Однако, проведение TЭ может осуществляться медсестрами или лицами, имеющими специальные полномочия. Обучение не клиницистов должно основываться на стандартах отчетности. Интерпретация должна проводиться врачом, который знает клиническое состояние пациента. Ключевой проблемой является получение достоверной компетентности и обучения, а также выполнение эластографии в соответствии с медико-правовыми нормами соответствующей страны. Следующие рекомендации соответствуют рекомендациям EASL.

Основные принципы и технология эластографии были разработаны академическим исследовательским сообществом перед его коммерческим предложением, при этом эта область продолжает интенсивно изучаться и развиваться. EFSUMB рекомендует пользователям постоянно обновлять свои знания в этой области.

Сдвиговолновая эластография (TE, pSWE и 2D-SWE), общие технические комментарии

Введение

Печень является важным таргетным органом для использования эластографии; ее жесткость коррелирует со степенью фиброза и косвенно с портальной гипертензией.

Процедура обследования

Пациенты должны обследоваться в положении лежа на спине с правой рукой в максимальном разгибании. Датчик располагается в правом межреберье для визуализации правой доли печени в A- или B-режиме. Следует избегать артефактов и крупных сосудов в A-режиме (TE) или B-режиме (pSWE и 2D-SWE). Оптимальное качество измерений pSWE и 2D-SWE наблюдается при ОИ, размещенной как минимум на 1 – 2 см, и максимум на 6 см ниже капсулы печени [24-27]. По мнению авторов, фокус В-режима должен быть отрегулирован на уровне ОИ.

Глубокий вдох влияет на измерение. Оптимальное состояние задержки дыхания – в нейтральном положении. Подробная информация о методах обследования приведена в конкретных разделах. Измерения в левой доле печени значительно выше, и имеют большую вариабельность, чем в правой доле [28, 29]. 2D-SWE LSM лучше коррелирует со стадией фиброза печени, когда они получены в верхних отделах правой доли печени [30]. Измерений LSM в левой доле печени следует избегать. Время, необходимое для измерения TE, pSWE и 2D-SWE, обычно <5 минут [31].

Голодание и физический покой

Прием пищи увеличивает измеренные показатели (независимо от фиброза) в течение 120-180 минут после еды [36-38]. Более того, употребление пищи значительно увеличивает медианный межквартильный интервал (IQR) на 30 и 120 минутах, по сравнению с исходным IQR [39]. Это может привести к ошибочной классификации субъектов исследования за счет переоценки стадии фиброза, что имело место у пациентов, инфицированных вирусом гепатита С (ВГС). Это может даже привести к преувеличению стадии, вплоть до прецироза или цирроза, при этом нормальные значения во время голодания были подтверждены биопсией печени. Сообщается, что измерение уменьшается до истинных значений примерно через 180 минут после еды [36]. В идеале исследования следует проводить после ночного голодания, при этом воздерживаясь от пищи/напитков (особенно от кофеина) и от курения. Кроме того, поскольку физические упражнения повышают жесткость печени, пациенты должны обследоваться после, как минимум, 10-20 минут отдыха [40].

Факторы, влияющие на жесткость печени независимо от фиброза печени (искажающие факторы).

Жесткость печени не только отражает фиброз печени, но может отражать много других физиологических или патологических состояний. Большинство этих переменных были описаны в исследованиях, посвященных ТЭ, но они должны быть одинаковыми и для других методов SWE. Жесткость печени увеличивается при воспалении печени (часто, но не исключительно, пропорционально повышению уровня трансаминаз) [41-44], обструктивном холестазе [45] и печеночной недостаточности [46, 47]. Острый токсический гепатит (фенпрокумон-индуцированная печеночная недостаточность) также увеличивает измерения [48]. Для пациентов с неправдоподобно повышенными данным LSM из-за алкогольного гепатита, жесткость печени снижается после 1-4 недель абстиненции [49-51]. Другие заболевания, которые вызывают повышенную жесткость печени, независимо от фиброза печени, включают: амилоидоз, лимфомы и экстрамедуллярный гемопоэз. В настоящее время неизвестно, влияет печеночный стеатоз на ужесточение печени [52, 53] или нет [54, 55].

Нормальные значения

TЭ измерения модуля Юнга у здоровых людей варьируют между 4,4 и 5,5 кПа (95-й процентиль 6,7 кПа) [60-63]. LSM, как правило, выше у мужчин, чем у женщин [60, 61]. На показатель может влиять стеатоз [60], но не влияет возраст [62, 63]. Измерения pSWE с использованием Virtual Touch Quantification (VTQ®) в здоровых группах варьируются от 1,01 до 1,59 м/с, но в большинстве исследований диапазон составляет 1,07-1,16 м/с [28, 29, 33, 34, 64-67]. Возраст не влияет заметно на SWS, оцененный с помощью VTQ® [28, 29, 67]. Все исследования, за исключением одного [33], также не нашли корреляции между показателями индекса массы тела (ИМТ) и SWS. Глубина, определяемая расстоянием от капсулы к коже, может влиять на значения SWS, оцененные с помощью VTQ® [28]. У здоровых детей среднее значение SWS, полученное в правой доле печени, в одном исследовании составило 1,07 ± 0,10 м/с [68] и 1,12 м/с (диапазон от 0,73 до 1,45 м/с ) в другом [69]. Что касается влияния возраста, имеются противоречивые результаты, поскольку одно исследование сообщает о статистически значимой разнице значений SWS, полученных у детей <6 лет, по сравнению с данными, полученными у детей более старшего возраста, в то время как другое исследование не выявило различий [68 , 69]. Глубина измерений SWS до 5 см под кожей не влияла на точность [68, 69].

Значения, полученные с помощью количественной точечной эластографии (ElastPQ®) у здоровых людей, можно сравнить с результатами, полученными с помощью VTQ® [70-72], хотя в отличие от результатов VTQ®, измерения с использованием ElastPQ® были на 8% выше у здоровых мужчин, чем у здоровых женщин [72].

Измерение модуля Юнга 2D-SWE с использованием Supersonic Imaging (SSI) у здоровых лиц охватывают диапазон 4,5-5,5 кПа (95-й процентиль 6,2 кПа) [73, 74]. У здоровых мужчин могут быть выше LSM, чем у здоровых женщин, в то время как ИМТ и возраст, наверное, не влияют на LSM у пациентов без заболевания печени [74].

Для всего оборудования, показатели SWE в пределах нормы, у субъектов без других клинических или лабораторных признаков заболевания печени, могут исключить значительный фиброз печени с высокой степенью достоверности.

Недавно была обобщена современная литература [75].

Транзиентная эластография (TЭ)

Техника

При транзиентной эластографии используется изображение смещения в М-режиме и A-режиме, что создается системой. Оператор находит участок печени толщиной по меньшей мере 6 см и без больших сосудистых структур. Нажав кнопку начала исследования, машина отражает медиану измеренного модуля Юнга в кПа, IQR (разница между 75-м и 25-м процентилямы), IQR/медиану (IQR/M), значение текущего измерения и, только в старой версии системы, показатель успеха (соотношение между достоверными и общим количеством попыток). Система отображает результат только в том случае, если попытка является достоверной, так как программное обеспечение автоматически отклоняет попытку без правильной формы вибрации или правильным последующим распространением вибрации [1, 32, 76].

Новая версия системы предлагает использовать М или XL-датчик у взрослых субъектов, на основании расчетов расстоянии от кожи до капсулы печени. Для детей, а также взрослых с окружностью грудной клетки ≤ 75 см рекомендуется S-датчик, S1 для окружности грудной клетки <45 см, или S2 для 45-75 см [77].

Как измерять?

В соответствии с рекомендациями производителя, данные надежные, когда получено 10 достоверных результатов и IQR ≤ 30% от медианы (IQR/M ≤ 30%). Большинство исследований использовали эти критерии надежности, а также показатель успеха ≥ 60%. Сопоставлены площади под кривой рабочей характеристики приемника (AUROC – Аrea under the receiver operator characteristics curves) для прогнозирования цирроза между медианными значениями 3 первых, 5 первых и 10 первых успешных попыток TЭ [78]. О значительных потерях достоверности не сообщалось, если было получено только 5 достоверных попыток. Вероятно, IQR/M является ключевым фактором несоответствия между ТЭ и стадией гистологического фиброза [79, 80]. В недавнем большом популяционном исследовании были предложены новые критерии надежности, основанные на IQR/M и медианных данных LSM [81]. Согласно этому исследованию, результаты ТЭ должны классифицироваться как «очень надежные», если IQR/M ≤ 10%, независимо от LSM; «надежные», если 10% <IQR/M ≤ 30% или IQR/M> 30% с модулем Юнга <7,1 кПа и «недостаточно надежными», если IQR/M> 30% с модулем Юнга ≥ 7,1 кПа . Однако эти критерии не были подтверждены. Надлежащая ТЭ оценка может быть достигнута в более чем 90% взрослых, когда оба датчика M и XL используются по мере необходимости [82 – 85]. Так как М датчик измеряет расстояние между 25 мм и 65 мм от датчика, для повышения достоверности пациентов с расстоянием от кожи до капсулы печени (SCD – skin-to-liver capsule distance) более 25 мм следует оценивать с помощью XL датчика. На практике <8% пациентов с ИМТ <30 кг/м² имеют SCD> 25 мм. Частота, когда встречается SCD> 25 мм увеличивается до 50% для пациентов с ИМТ 35-40 кг/м² [86].

Хотя проблема избыточного веса пациентов не полностью решена с помощью датчика XL [85, 87], эффективность использования TЭ увеличивается, когда доступны оба M и XL датчика [82 – 85, 88 – 91]. Диагностическая точность датчика XL похожа на точность измерений М датчика, но значения модуля Юнга ниже, чем полученные с помощью датчика М, в среднем на 1,5 кПа (диапазон 0,8-2,3 кПа) [82 – 85, 92] . Более низкие значения, полученные с помощью XL датчика, могут быть объяснены тем фактом, что проверка XL-датчика у пациентов с избыточной массой тела проводилась по сравнению с М датчиком. У этих пациентов существует высокая вероятность SCD> 25 мм, и измерения, полученные с датчиком M, вероятно, будут более субкапсулярными и, следовательно, более высокими [93].

Воспроизводимость

Отмечены отличные внутре- и межисследовательские согласования, с озвученными внутреклассовыми коэффициентами корреляции (ВКК) выше 0,90 [94 – 96]. Согласование ухудшается у пациентов с избыточным весом или на ранних стадиях фиброза [94, 95]. Несмотря на то, что LSM, видимо, возможно воспроизвести в разных зонах исследования, лучшим местом исследования является медианная подмышечная линия в первом межреберном промежутке под верхним краем перкуторной печеночной тупости, пациент находится при этом в положение лежа на спине [95].

Точечная сдвиговолновая эластография (pSWE)

Опыт применения точечной сдвиговолновой эластографии (pSWE) в основном был получен с продуктом VTQ®, поскольку это был первый доступный метод, за которым последовали ElastPQ®, а в последнее время – методы pSWE многих компаний.

Техника (как измерять?)

Оператор может выбрать глубину, на которой оценивается жесткость печени, путем размещения измерительной метки (размер зависит от производителя) в правой доле (сегмент V, VIII или VII) через межреберный промежуток, с расположением датчика под углом 90° по отношению к капсуле печени, в зоне, свободной от крупных сосудов. Опубликованные исследования [97 – 99] показывают, что надежные измерения могут быть получены у > 90-95% пациентов. В исследовании pSWE с использованием VTQ® для измерения SWS [24], лучшая корреляция с гистологическим фиброзом наблюдалась для измерений, выполненных на 1-2 см и 2-3 см от капсулы печени (0,675 и 0,714 соответственно), но в 15% случаев, измерения не могли быть получены при выполнении на глубине 2-3 см от капсулы печени.

Сколько измерений?

Большинство исследований выполняют 10 достоверных измерений с помощью pSWE и рассчитывают среднее из этих величин. В нескольких исследованиях использовалось только 5 [99, 100] или 6 [101] достоверных измерений. В другом исследовании [102] рассчитано среднее и стандартное отклонение (SD) 10 достоверных измерений. Высокий уровень SD коррелирует с ошибочной классификации фиброза. Кроме того, более высокие стадии фиброза были связаны с более высоким SD, что косвенно указывает на то, что у пациентов с подозрением на фиброз должно быть проведено больше измерений.

Воспроизводимость

pSWE обладает превосходной внутри- и межисследовательской воспроизводимостью для проведения эластографии печени как у здоровых лиц, так и у пациентов с хроническим заболеванием печени [66, 70, 72, 103 – 105].

Здоровые субъекты

В исследовании по измерению SWS, была оценена воспроизводимость VTQ® у 50 здоровых добровольцев. Был найден очень хороший ВКК (0,86) [66]. Возраст, пол и ИМТ не влияли на воспроизводимость этого метода. Аналогичные результаты (ВКК = 0,87) были получены [103] у 20 здоровых лиц. В когорте из 69 здоровых субъектов, ElastPQ® показал очень хорошую внутри- (ВКК = 0,96) и межисследовательскую (ВКК = 0,93) воспроизводимость [70].

Пациенты

Воспроизводимость SWS при VTQ®, была оценена у 61 пациента с хроническими заболеваниями печени [104]. Были применены следующие предельные значения для стадий фиброза печени с использованием SWS: F≥2 – 1,37  м/с; F≥3 – 1,45 м/с и F4 – 1,75 м/с. Было 87% согласование между повторными измерениями для разных стадий фиброза. Для дифференциации между пациентами со значительным фиброзом (F≥2 Metavir) и с фиброзом стадии F<2, межисследовательское согласование было 90%. В другом исследовании [19] отличное согласование (ВКК = 0,84) наблюдалось в когорте из 50 пациентов с различной этиологией хронического заболевания печени. Другие авторы [101] оценили корреляцию значений SWS, полученных с помощью VTQ® 2-мя специалистами у 41 пациента с хроническими заболеваниями печени. Была получена хорошая корреляция между специалистами (коэффициент корреляции Спирмена r = 0,874, p <0,0001) с аналогичными результатами [99, 100, 105]. Воспроизводимость VTQ® для значений SWS и факторов, которые влияют, оценивалась у 33 и 58 пациентов соответственно. Общее внутреиследовательское согласование было лучше, чем межисследовательское согласование: ВКК 0,90 против ПКК 0,81. Как для внутри-, так и для межисследовательской воспроизводимости, ВКК были ниже у женщин и мужчин (0,88 против 0,91 и 0,67 против 0,86 соответственно), у пациентов с высоким ИМТ (25 кг/м²), против ИМТ <25 кг/м² (0,88 против 0,91 и 0,79 против 0,82 соответственно), у пациентов с асцитом по сравнению с отсутствием асцита (0,80 против 0,93 и 0,78 против 0,84 соответственно) и у пациентов без цирроза и с циррозом (0,77 против 0,82 и 0,70 против 0,83 соответственно) [106]. Межисследовательская воспроизводимость метода ElastPQ® была оценена у 291 последовательного пациента с хроническим гепатитом B (ХГВ), которые подверглись частичной гепатэктомии или биопсии печени вследствие гепатоцеллюлярной карциномы (ГЦК). Достигнута очень хорошая воспроизводимость этой методики (ВКК = 0,798) с аналогичным выводом, сделанным в дальнейшем исследовании [70].

Критерии качества

Когда метод VTQ® был впервые внедрен, не было никаких рекомендаций по использованию критериев качества измерений. В одном из исследований [107] оценивались факторы, которые влияли на корреляцию SWS, что оценивается VTQ®, с гистологическим фиброзом в когорте из 106 пациентов с хроническим гепатитом С (ХГС). При однофакторном и многофакторном анализе, IQR/M ≥ 30% ассоциировался с несоответствием, по меньшей мере, двух стадий фиброза между SWS и гистологическим фиброзом. Важность IQR, как критерия качества, была продемонстрирована в другом исследовании [108]. Еще в одном исследовании оценивалась важность стандартного отклонения (SD), как критерия качества [102]. В данном исследовании были приняты 10 правильных измерений SWS, и было рассчитано среднее значение. Авторы получили следующую точность для прогнозирования наличия F≥2, F≥3 и F = 4 во всех когортах пациентов: 80,7%, 86,2% и 88,7%, соответственно. После исключения пациентов с SD> 30%, достоверность VTQ® для прогнозирования тех же стадий фиброза печени значительно возросла до 86,1%, 91,2% и 91,5%, соответственно. При использовании ElastPQ®, недавнее исследование показало, что IQR/M ≤ 30% является наиболее важным критерием качества, тогда как количество измерений, видимо, не влияет на производительность, при условии, что их будет, по меньшей мере, пять [109]. Таким образом, согласование с критериями качества, может повысить диагностическую точность pSWE [102, 107]. Параметры качества были описаны и для других производителей [110].

2D-SWE

Почти все исследования 2D-SWE для печеночной патологии проводились с использованием SSI, потому что другие компании только недавно представили свои 2D-SWE продукты. Поэтому это описание ограничено системой SSI, но принципы могут быть применены к другим системам 2D-SWE.

Процедура

Получение эластограммы

2D-SWE оценка должна проводиться в хорошо визуализированой области правой доли печени, свободной от крупных сосудов, печеночной капсулы, связок и желчного пузыря [30]. Поскольку движение сильно влияет на результаты, пациенту предлагается задержать дыхание.

При 2D-SWE в непрерывном режиме (не с однократным излучением импульса), измерения SWE продолжается в течение 4-5 секунд (может быть и больше для других систем сканирования) до тех пор, пока будет получено стабильное изображение SWE. Оператор должен стремиться к однородному цветному заполнению SWE ОИ. При SSI, масштаб эластограммы может быть изменен. Обычно достаточный масштаб модуля Юнга до 30 кПа, но и более высокий масштаб, до 150 кПа, может приниматься индивидуально. Оператор «замораживает» изображение (и, если нужно, сохраняет клип для дальнейшей пост-обработки), диагностическая метка (Q Box, для SSI) помещается на наиболее однородную стабильную эластограмму на несколько секунд для измерения модуля Юнга (SWS, если сканер настроен на этот режим). Опыт, как показывает практика, играет роль в проведении надежного измерения, особенно у пациентов с ожирением [20]. Однако единое понимание того, что представляет собой опытный оператор 2D-SWE, отсутствует. Минимальным требованием может быть опыт, как минимум, 300 ультразвуковых исследований брюшной полости [20]. 2D-SWE измерение жесткости печени должно проводиться опытными операторами после достижения стабильной однородной эластограммы [20, 23].

Как измерять?

Размер и форма диагностической метки (Q-Box)

Для измерений 2D-SWE диагностический контрольный объем (КО, Q-Box) должен быть настроен как минимум на 10 мм, преимущественно на 15 мм или более. Обычно выбирают круглую форму [57, 58]. ОИ следует размещать над изоэхогенным участком паренхимы печени на основе изображения в оттенках серого (без сосудов, без узлов и без других структур), преимущественно по средней линии эластограммы (избегая позиционирования Q-Box по краям эластограммы), при этом необходимо избегать SWS артефактов (реверберация, зоны с шумом от затенения ребер).

Достоверные и недостоверные измерения

Отсутствуют четкие данные об объективных критериях качества. Некоторые авторы считают, что минимальное значение модуля Юнга ≤ 0,2 кПа в КО для анализа эффективно для идентификации ошибочных измерений, о чем свидетельствует отсутствие согласования при ТЭ [111], в то время как другие используют минимальный модуль Юнга <1 кПа. Кроме того, среди достоверных измерений, IQR / M ≤ 30% рекомендуется другими исследованиями, имитирующие критерии надежности TЭ. Последний критерий, однако, не подтверждается доказательствами. Для 2D-SWE с Logiq E9 (GE), производитель рекомендует использовать значение IQR/M ниже 30% в качестве критерия качества.

Временнàя стабильность эластограммы в течение трех секунд или более во время задержки дыхания, в сочетании с размещением диагностического КО в однородной ОИ с полным заполнением цветом, способствует высокой точности, надежности и низкой дисперсии измерений при исследовании с помощью SSI [112 – 114]. Новая версия программного обеспечения системы Aixplorer® также показывает индекс стабильности (ИС), и, согласно с производителем, надежные данные LSM должны исключать измерения с ИС <90%.

Aplio 500 (Toshiba) обеспечивает отображение сдвиговых волн, перемещающихся внутри диагностической метки, позволяет выбрать области для анализа, которые не подвержены влиянию артефактов. Для 2D-SWE с системой Philips, карта достоверности позволяет оператору выполнять измерения в областях, где есть высокое отношение сигнала к шуму при SWS оценке.

Данные, относящиеся к лучшим надежным критериям оценки качества – ограничены. Итак, рекомендации по проведению исследований, предлагаемых производителем, сформулированы без оптимальной доказательной базы [56, 112 – 114].

Сколько измерений?

В опубликованных исследованиях используется от 3 до 15 измерений, но данные некоторых исследований говорят о достаточном количестве из 3-х измерений, для получения достоверных согласованных результатов для оценки фиброза печени и портальной гипертензии, и для оптимальной корреляции с TЭ [27, 58, 59, 114 – 116]. Некоторые исследования представляют данные в виде медианы, некоторые в виде средней величины имеющихся измерений. Убедительных доказательств в пользу преимущества среднего значения по сравнению с медианной величиной при SSI нет. Однако, так как медиана и IQR устойчивы к неэффективному распределению данных, им должно предоставляться преимущество для проведения отчетности.

Воспроизводимость

Воспроизводимость у здоровых субъектов

В трех исследованиях внутриисследовательская воспроизводимость SSI, в течение одного и того же сеанса, была отличной (ВКК варьировалась от 0,92 до 0,95) [23, 73, 118]. Межисследовательское согласование в различные дни зависело от опыта оператора и варьировалось от 0,63 до 0,84 [23, 118].

Воспроизводимость у пациентов

Внутриисследовательская воспроизводимость 2D-SWE для оценки жесткости печени у пациентов с фиброзом печени была отличной, в опубликованных исследованиях ВКК от 0,90 до 0,95 [56, 57, 117]. Внутрисубъектная воспроизводимость (которая оценивалась в сроках от 2 дней до 4 недель) находилась в диапазоне от 0,83 до 0,90 [31]. Межисследовательская воспроизводимость в тот же день колебалась от 0.83 [31] к 0.94 [112]. Внутри- и межисследовательская  вариабельность при использовании VTQ® может быть хуже, чем при pSWE [31].

Ограничения

Ошибки

Ошибки – чаще всего определяются как «невозможность получить достоверный сигнал во всех попытках» – встречаются в 10% случаев, согласно с опубликованными сериями. Типичными причинами ошибок являются: глубина ниже 4-5 см [26], плохое ультразвуковое окно, реверберация, пульсирующее движение, неадекватная задержка дыхания, большое количество асцита [117], толщина стенки межреберных промежутков ≥ 25 мм [119], ИМТ ≥ 30 кг/м², гистологический стеатоз и окружность талии ≥ 102 см [57, 59].

Ненадежные измерения

Ненадежные измерения определяются в различных исследованиях произвольно, и их сравнение ограничено. Опубликованные предикторы недостоверных результатов при SSI похожи на предикторы для TЭ и pSWE [56, 117]. В одном исследовании низкие значения стандартного отклонения (SD) и больший размер диагностического КО независимо коррелировали с правильной классификацией тяжелого фиброза и цирроза [114].

Основными факторами, ограничивающими возможность использования 2D-SWE,являются ожирение, плохое акустическое окно, наличие артефактов и неспособность пациентов задерживать дыхание [26, 56, 57, 59, 117].

Компрессионная эластография (SE): квазистатическая визуализация деформации

Техника

Необходимо вывести лучшее ультразвуковое изображение в B-режиме, поскольку компрессионная эластография в реальном времени (SE) зависит от качества изображений в B-режиме. Техника может быть улучшена таким образом [32]:

▪ визуализируют правую долю печени через межреберье, в положении пациента на спине с поднятой правой рукой, с целью расширения межреберного пространства;

▪ слегка поместите датчик на кожу, не перемещая его, поскольку внутреннего, преимущественно сердечного, движения достаточно для смещения ткани. Однако, иногда оператор должен вызвать повторяющиеся изменения давления с помощью датчика для создания необходимого натяжения, необходимого для измерения деформации;

▪ выберите необходимую ОИ, в которой изображения в B-режиме свободные от анатомических структур и артефактов;

▪ получайте изображение, которое отражает осевое, а не боковое или вертикальное движение, для этого направляйте датчик к сердцу.

Попросите пациента кратковременно задержать дыхание, чтобы убедиться, что изображения печени в SE отображаются последовательно [120].

Расположение и размер диагностической области интереса

Подобно pSWE и 2D-SWE, диагностическая ОИ должна быть помещена, как минимум, на 1 см ниже капсулы печени [120, 121]. Измерения не должны проводиться очень глубоко в паренхиме, так как акустические тени, артефакты реверберации и недостаточная проникающая способность, будут давать неадекватно высокие значения. Некоторые исследователи включают окружающие ткани, такие как подкожный и мышечный слои [122, 123]. Однако, размещение OИ всецело внутри печени является ключом к генерированию однородных изображений для расчета индекса фиброза печени (ИФС) [124]. Крупных сосудов следует избегать с использованием OИ 2,5 × 2,5 см [120, 125]. Устранение артефактов требует внимания к технике. Контроль размещения датчика между ребрами приводит к оптимальному расположению. Если исследование затруднено, попробуйте другой межреберный промежуток, возможно, более мягкий и с более тонким подкожным слоем. Другие подкожные структуры, такие как ребра и легкие, не должны включаться в изображение. Для анализа следует выбрать кадры с компрессией, генерируемой в направлении глубины без артефактов. Хорошие изображения могут быть получены в конце диастолы с электрокардиографическим стробированием или при максимальной нисходящей волне контрольной кривой компрессии/декомпрессии*.

Методы оценки

Опыт оператора влияет на результат визуальной оценки. Чтобы преодолеть это ограничение, были разработаны различные количественные и полуколичественные методы для более объективной оценки деформации тканей. В научно-исследовательской литературе было показано, что индексы «распознавания образов изображения», полученные путем анализа изображений в серой шкале, гистограмм и бинаризации SE изображений, коррелируют с фиброзом печени. Изображения деформации превращаются в числовые значения, например, с использованием цветовых градаций, при этом синий цвет равен 0, а красный – 255. Некоторые авторы сообщают, что средние значения деформации обратно коррелируют с жесткостью печени и фиброзом у пациентов с ХГС. С другой стороны, стандартное отклонение значений деформации, процент площади низкой деформации и ее сложность, имели положительную корреляцию с жесткостью печени и фиброзом [126].

Балльная оценка

Были предложены различные баллы для полуколичественной интерпретации SE: немецкая балльная шкала эластичности [121], японская балльная шкала эластичности [126] и ИФП [127]. ИФП (алгоритм, основанный на девяти функциях, оцененных непосредственно программным обеспечением) является единственным, который рекомендован производителем [32]. Однако доказательная база недостаточна, чтобы рекомендовать его клиническое применение, по крайней мере, у европейских пациентов [121, 125].

Воспроизводимость (опубликованная литература)

Межисследовательское постоянство между четырьмя отдельными участками в печени с использованием полуколичественного метода было почти идеальным (ICC 0,97) [128]. С другой стороны, внутреисследовательская вариабельность и внутреисследовательское согласования SE для оценки фиброза печени подверглись критике в нескольких исследованиях [121, 125]. Однако обновленные данные отсутствуют.

СРАВНЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ МЕЖДУ ИССЛЕДОВАНИЯМИ

 Введение

Для неинвазивной оценки фиброза печени доступны различные ультразвуковые технологии SWS, а полученные измерения могут слегка отличаться в различных системах от разных производителей. Даже системы, которые используют один и тот же метод, но разработанные различными производителями, могут давать различные значения из-за разных и запатентованных методов измерения SWS. Кроме того, единицы измерения могут представлять метры в секунду, если скорость сдвиговой волны выражается в м/с или кПа, если для вычисления используется модуль Юнга или сдвиговой модуль. Существует и другая потенциальная разница: предполагается, что SWS не зависит от частоты сдвиговой волны, что является неправильным, поскольку более высокие частоты генерируют сдвиговые волны, которые распространяются быстрее. «Ошибка дисперсии» приводит к тому, что результаты различных исследований не поддаются сравнению.

Исследования на фантомах

The Ultrasound Shear Wave Speed Technical Committee of the Radiological Society of North America, Quantitative Imaging Biomarker Alliance (QIBA, Технический комитет по скорости ультразвуковой сдвиговой волны радиологического общества Северной Америки, Альянс биомаркеров количественной визуализации) дали количественную оценку различий между коммерчески доступными системами. Было проведено межлабораторное исследование, которое сравнивает скорости сдвиговых волн, полученных четырьмя различными машинами (Fibroscan, Philips iU22, ACUSON S2000 и Aixplorer) [129]. В работе с эластичными фантомами показана статистически значимая разница в оценках SWS среди систем и глубиной измерения в фантоме, тогда как статистически значимых различий среди операторов, использующих одинаковые или эквивалентные системы в тех же условиях, не обнаружено [129]. Аналогичные результаты были получены с использованием фантомов с вязкоупругими свойствами, аналогичными тем, которые наблюдаются в нормальной и фиброзной печени [130]. Измерения проводились на нескольких фокусных глубинах (3,0, 4,5 и 7,0 см). Самая большая фокусная глубина (7,0 см) давала наибольшую межсистемную вариабельность для каждого фантома (до 17,7%), что оценивалось по межквартильному диапазону. Межсистемная вариабельность была последовательной во всех фантомах и не была связана с жесткостью.

Источники вариабельности

В опубликованных исследованиях подробно описано несколько источников вариабельности, включая технические и зависимые от пациента факторы, которые могут повлиять на возможность сравнения между системами.

Технические факторы

Глубина измерений

Как показали исследования на фантомах [129], влияние глубины на оценку упругих свойств является значимым. Кроме того, с конвексными датчиками, используемыми при визуализации печени, угол влияет на показатели, причем наилучшие результаты достигаются, когда OИ находится под прямым углом. При использовании VTQ®, было показано, что результаты с наименьшей вариабельностью полученны на глубине 4-5 см с конвексным датчиком (1-4 МГц, средний толчковый импульс: 2,67 МГц) и на глубине 2 – 3 см с линейным датчиком (4 -9 МГц, средний толчковый импульс: 4 МГц) [131]. Акустический толчковый импульс постепенно ослабляется по мере прохождения ткани. Ослабление выше в более жесткой ткани печени. Таким образом, измерения у пациентов с циррозом более вариабельны [25].

Частота датчика

В проспективном исследовании 89 пациентов с ХГС, pSWE (на основе VTQ®) была выполнена с использованием обоих доступных датчиков (4C1 и 9L4) [132]. Линейный датчик давал более высокие значения (1,91 ± 0,87 м/с, против 1,70 ± 0,67 м/с). Однако результаты коррелировали друг с другом (r = 0,70). Используя тот же метод на фантоме и в серии из восьми добровольцев, было обнаружено, что конвексный датчик показывал значения, которые были значительно выше, чем полученные с линейным датчиком [131].

Положение датчика

Самое высокое внутри- и межисследовательское согласование было получено для измерений, проведенных через межреберный промежуток, а не подреберным доступом [72, 103, 133].

Опыт оператора

Методы, используемые pSWE, показали отличное межисследовательское согласование с показателями в пределах от 0,80 до 0,97 для измерений, выполненных с использованием межреберных подходов и независимо от опыта оператора, предполагает, что специалисту нужны только короткий период обучения для выполнения надежных LSM [66, 70, 103, 106]. При использовании 2D-SWE (SSI), эксперт-оператор имел более высокую воспроизводимость измерений с течением времени, чем начинающий оператор [23]. Предполагается, что по меньшей мере 50 контролируемых 2D-SWE измерений должны выполняться начинающим оператором для получения постоянных и достоверных измерений.

Было также показано, что новичок смог достичь достоверных результатов с TЭ после одной сессии обучения. Однако, уровень успешных измерений постепенно рос с опытом оператора [16]. Также сообщается, что опыт работы оператора улучшает возможность использования и повышает диагностическую точность ТЭ [92]. Echosens, производитель устройства FibroScan, рекомендует, чтобы TЭ выполнялась опытным оператором (> 100 обследований).

Недавнее исследование показало, что при использовании биопсии печени, в качестве эталонного стандарта, точность ElastPQ® отвечала ТЭ, после того, как оператор провел не менее 130 исследований [134].

Оборудование

Запатентованные эластографические технологии обычно дают разные показатели SWS в пределах одной и той же печени. Это приводит к необходимости определения пороговых значений для стадий фиброза для каждой конкретной модели оборудования.

Пациент-зависимые факторы

Важнейшими факторами вариабельности различных эластографических методов, зависящих от пациента, являются: положение (положение лежа на спине используется в большинстве опубликованных исследований), фаза дыхания (глубокий вдох влияет на оценку; задержка вдоха на несколько секунд во время спокойного дыхания приводит к лучшим результатам) [25, 29, 135], состояние не натощак [36-38], стадия фиброза (предполагается, что более низкие стадии фиброза печени [94, 136, 137], или наличие стеатоза [52], снижают воспроизводимость ТЭ).

Патологическое ожирение ограничивает применение методов эластографии (TЭ XL-датчик, pSWE) и снижает точность измерения [138]. Теоретическая возможность того, что значения будут разные, а не идентичны в разных частях печени, даже в одной и той же зоне, также может внести свой вклад в вариабельность между различными типами оборудования, о котором сообщается во многих исследованиях. К сожалению, в большинстве исследований нет указания на то, использовался тот же межреберный промежуток и та же зона на печени для предварительного и окончательного исследования.

Клинические исследования

Точность диагностики

AUROC ElastPQ® и VTQ® для прогнозирования наличия фиброза печени были подобными (0,85 и 0,82, p = 0,48) [71]. Другие авторы сравнивали 2D-SWE (SSI), VTQ® и TЭ у 349 последовательных пациентов с хроническими заболеваниями печени [57]. Они обнаружили, что 2D-SWE, TЭ и VTQ® значительно коррелировали с показателем гистологического фиброза (r = 0,79, r = 0,70, r = 0,64 соответственно, все p <0,00001). AUROC 2D-SWE, TЭ и VTQ® составили 0,89, 0,86 и 0,84, соответственно, для диагностики легкого фиброза; 0,88, 0,84 и 0,81, соответственно, для диагностики значительного фиброза; 0,93, 0,87 и 0,89, соответственно, для диагностики тяжелого фиброза; 0,93, 0,90 и 0,90, соответственно, для диагностики цирроза. 2D-SWE имеет более высокую точность, чем TЭ для диагностики тяжелого фиброза (≥F3) (p = 0,0016) и более высокую точность, чем VTQ® для диагностики значительного фиброза (≥F2) (p = 0,0003). Для диагностики легкого фиброза и цирроза не было выявлено достоверных различий. Аналогичное сравнение было проведено у пациентов с НАЖБП [57]: 2D-SWE методика имела более высокую точность, чем VTQ® для диагностики значительного фиброза (≥F2) (р = 0,004).

В исследовании 132 пациентов с хроническим заболеванием печени сравнивали 2D-SWE, pSWE (VTQ®) и TЭ. Референтными методами были биопсия печени для оценки фиброза печени (n = 101) и магнитно-резонансная томография/компьютерная томография для диагностики цирроза печени (n = 31). Между тремя методами эластографии для диагностики значительного и прогрессирующего фиброза, а также цирроза печени в когортах «согласно протоколу» и «с целью постановки диагноза» не было выявлено существенных различий в диагностической точности [57].

В нескольких исследованиях были сопоставлены результаты, полученные с помощью методик SWE (pSWE, 2D-SWE), основанные на B-режиме, с результатами ТЭ. Было установлено, что точность этих методов аналогична точности TЭ [59, 139, 140]. Некоторые сравнительные исследования показывают схожую точность для различных эластографических систем. Нужны большие проспективные исследования, чтобы определить, есть ли различия в точности между разными системами оценки жесткости печени.