Способ углового ультразвукового контрастирования границ неоднородностей и неоднородностей в биологических тканях при ультразвуковой диагностике

Изобретение относится к ультразвуковой диагностике и может быть применимо для получения контрастных изображений диагностируемых органов. Способ ультразвукового контрастирования заключается в проведении ультразвукового обследования интересующей области ткани путем размещения на поверхности кожи ультразвукового датчика диагностического ультразвукового аппарата, проведения ультразвукового воздействия и получения при фиксации положения диагностического датчика контрольного ультразвукового изображения, при этом дополнительный излучатель или несколько дополнительных излучателей выполнены акустическими для нагрева границ неоднородностей в тканях, их устанавливают на коже с возможностью перемещения и направления при углах падения продольной волны по отношению к направлению каждого акустического излучателя в диапазоне от 0 до 180 градусов, диапазон угловых перемещений дополнительных акустических излучателей включает критические углы трансформации продольных волн в сдвиговые волны в диапазоне от 20 до 90 градусов, время воздействия не превышает одной минуты при интенсивностях излучения, не превышающих предельные терапевтические уровни. Получают дополнительное ультразвуковое изображение и вычитают из него контрольное изображение, после чего получают дифференциальное изображение и добавляют его к контрольному изображению, при этом эхогенность неоднородностей в тканях увеличивают посредством дальнейшего нагрева границ неоднородностей в тканях для усиления яркости дифференциального изображения при соотношении акустических импедансов неоднородности и окружающей ткани больше 1 и увеличивают эхогенность границ окружающей неоднородность ткани при соотношении акустических импедансов неоднородности и окружающей ткани меньше 1. Использование изобретения позволяет повысить контрастность изображений. 1 з.п. ф-лы, 17 ил.

 

Область применения, к которой относится изобретение

Изобретение относится к ультразвуковой диагностике и может быть использовано для получения контрастных изображений диагностируемых органов без внутривенного введения контрастирующих агентов.

Задача изобретения

Задачей изобретения является создание способа неинвазивного контрастирования изображений при ультразвуковой диагностике биологических тканей, обеспечивающего контрастирование границ неоднородностей и неоднородностей в тканях во время процедуры ультразвуковой диагностики для корректного анализа состояния диагностируемых органов. Контрастирование производится за счет нагрева границ неоднородностей в тканях, отличающихся по акустическому импедансу от окружающей ткани, при дополнительном к основному воздействии ультразвука и трансформации на границах продольных волн в сдвиговые волны с последующим поглощением сдвиговых волн.

Уровень техники

Наиболее известные и широко применяемые методы контрастирования в ультразвуковой диагностике связаны с применением различного типа эхоконтрастных веществ, вводимых внутривенно и представляющих собой стабилизированные различными веществами газовые микропузырьки размером до 10 мкм, с различным газовым составом.

Применение ультразвукового (УЗ) контрастного вещества впервые было описано в конце 60-х годов R. Gramiak и P. M. Shah [1]. В последующие годы появились не только новые эхоконтрастные вещества, но и новые поколения УЗ диагностической техники - высокоразрешающей аппаратуры с блоками цветного допплеровского картирования, которые позволяют лоцировать ткани на глубину до 25 см с определением кровотока по артериям и венам диаметром до 2 мм. В трудных клинических случаях эхоконтрастирование помогает адекватно визуализировать структуры и точно поставить диагноз. Известны обзоры, посвященные анализу возможностей увеличения контрастности изображений с помощью стабилизированных газовых микропузырьков, в том числе и ведущих фирм, таких как Филипс. В настоящее время разработчики эхоконтрастов стоят перед проблемой: создания наиболее эхоусиливающих и наименее токсичных сред. Токсичность напрямую зависит от биохимического состава, осмомолярности и вязкости вещества, поэтому большинство разрешенных для клинического применения эхоконтрастов содержат бионейтральные, метаболизированные легко выводимые агенты с осмомолярностью ниже, чем у рентгеноконтрастных средств. Что касается повышения эхоусиливающих свойств контрастов, то теоретически любая из пяти сред (несвязанные газовые пузырьки, инкапсулированные газовые пузырьки, коллоидные суспензии, эмульсии и водные растворы) может способствовать достижению указанной цели. Однако сегодня компонентами любого эффективного эхоусиливающего препарата являются свободные и инкапсулированные газовые пузырьки. Введение эхоконтраста повышает эхогенные свойства крови, а также ее способность к обратному рассеянию эхосигнала, за счет чего повышается и качество отношения «сигнал-шум» на записях кривой кровотока. Наличие микрочастиц (обычно это пузырьки газа) в контрастных препаратах обеспечивает эхоусиливающий эффект за счет рассеивания энергии ультразвука в разных направлениях. Возрастание акустического обратного рассеяния ведет к увеличению силы эхосигнала, регистрируемого от кровотока и изображения тканей в режиме серой шкалы.

Недостатками контрастирования с использованием стабилизированных газовых микропузырьков, вводимых внутривенно, являются инвазивность, возможные, хотя и незначительные, аллергические реакции, вегетативные дисфункции, избыточное цветовое засвечивание экрана в месте попадания контраста, стоимость препаратов, невозможность четко выявить границы неоднородностей, так как контрастные вещества находятся в сосудах и микрокапиллярах визуализируемых тканей и имеют короткий срок существования (Альбунекс, Левовист, Эхожен), а большинство органоспецифических эхоконтрастных веществ находится в стадии разработки (например, этиловый эфир йоддипамида, Имаджент), зависимость степени накопления контраста в органах от скорости и объема кровотока в них.

Известны способы генерации сдвиговых волн при трансформации продольных волн в сдвиговые на критических углах падения продольной волны (Kulervo Hynninen, 2008). Известны способы нагрева тканей при ультразвуковой гипертермии. В большинстве случаев нагрев используется для воздействия на опухолевые ткани с использованием кратковременно фокусированного ультразвука большой мощности и контролем за зоной нагрева диагностической аппаратурой (Yoni Iger, 2005, Shahram Vaezy et al all. John F. Hardy, 1991).

Известны способы, повышающие разрешающую способность ультразвуковой диагностической аппаратуры.

1. Pulse Inversion Harmonic или тканевая инверсная гармоника - технология выделения гармонической составляющей колебаний внутренних органов, вызванных прохождением сквозь тело базового и инверсного ультразвуковых импульсов. Полезным считается сигнал, полученный в результате сложения базовой и инверсной составляющих отраженного сигнала. Как правило, инверсная гармоника (по сравнению с прямой гармоникой) обеспечивает лучшее качество, потому что оба сигнала (базовый и инверсный) проходят сквозь тело и при сложении автоматически фильтруются шумы. Наиболее целесообразно применение технологии инверсной гармоники при исследовании движущихся тканей (сосуды, сердце) и трудно визуализируемых тканей (с похожей акустической плотностью), таких как опухоли.

2. MSV™ (Multi-Slice View™ или мультислайсинг) - технология, позволяющая просматривать одновременно несколько двухмерных срезов, полученных при трехмерном сканировании (аналог технологий КТ, МРТ). Некоторые специалисты давно называют эхографию ультразвуковой томографией. Теперь УЗИ с применением технологии MSV™ более точно соответствует названию - ультразвуковая томография. Принцип этой технологии основан на сборе объемной информации, полученной при трехмерном УЗИ, и дальнейшем разложении ее на срезы с заданным шагом в трех взаимных плоскостях (аксиальная, сагиттальная и коронарная проекции). Программное обеспечение осуществляет последующую обработку (фильтры автоматического контрастирования, гамма-коррекции изображения, усиления четкости, улучшения контурности, удаления артефактов, инверсии и др.) и представляет изображения в градациях серой шкалы с качеством, сравнимым с МРТ.

Тем не менее, при отсутствии границ для отраженного сигнала в случае равенства акустических импедансов этими методами невозможно увидеть начальные стадии ряда патологий в тканях, когда начинает изменяться модуль сдвига патологической неоднородности в исследуемом органе, который отражает структурные изменения в этой неоднородности, в отличие от которого параметры продольных волн отражают молекулярный состав в исследуемой зоне органа, который не изменяется на начальных этапах развития патологического процесса.

В литературе и при проведении патентного поиска комплексного подхода к одновременному использованию диагностических приборов, нагрева всех границ неоднородностей в тканях перемещаемыми ультразвуковыми излучателями для контрастирования границ неоднородностей и самих неоднородностей в диагностируемых органах, особенно на начальных этапах развития патологических процессов, когда акустические импедансы неоднородностей и окружающей ткани были равны, выявлено не было.

Наиболее близким аналогом является способ контрастирования с использованием вводимых внутривенно контрастирующих сред со стабилизированными газовыми микропузырьками размером от 1 до 4 мкм, имеющими наиболее высокие эхогенные свойства по сравнению с тканями организма человека (U.S. Pat. №7,588,538 В2, Sep.15, 2009).

Инвазивный метод, у которого степени накопления контраста в органах зависят от скорости и объема кровотока в них.

Прототипом изобретения является описанный Rolt et al. способ генерации тепла в объеме биологических тканей. Недостатком способа является то, что он применен для гипертермии, а не в ультразвуковой диагностике, для контрастирования границ неоднородностей, позволяет нагревать двумя фокусирующими излучателями продольных ультразвуковых волн целиком зону органа, а не границы неоднородностей в органе за счет поглощения сдвиговых волн, генерируемых при трансформации продольных волн в сдвиговые при критических углах падения на границы неоднородностей (патент USA 5,501,655 March 26, 1996).

Раскрытие изобретения

Техническим результатом изобретения является:

1) возможность значительного повышения контрастности изображения за счет нагрева всех границ неоднородностей в биологических тканях и появления границ неоднородностей за счет нагрева, вызванного поглощением сдвиговых волн на единицах длин волн в тканях с равным акустическим импедансом неоднородностей и основной ткани, но отличающихся по модулю сдвига;

2) возможность регистрации неоднородностей, не наблюдаемых при стандартной процедуре ультразвуковой диагностики;

3) возможность избегнуть применения различных контрастирующих агентов, вводимых внутривенно;

4) снижение себестоимости, трудовременных затрат, упрощение процедуры получения изображений (изображения, получаемые на аппаратах среднего класса, превышают по качеству изображения, получаемые на аппаратах экспертного класса).

Существенные признаки, характеризующие изобретение

Существенные признаки изобретения

1. Контрастирование не только неоднородностей в биологических тканях, но и границ неоднородностей в диагностических исследованиях с использованием аппаратов ультразвуковой диагностики. Для сравнения - стандартные методы контрастирования дают более контрастное изображение ткани при наличии в ней сосудов и капилляров, которые отсутствуют на границах тканей, и, вследствие этого, крайне слабо контрастируют сами границы, особенно в случаях равенства импедансов тканей и гетерогенностей. В этом случае гетерогенные ткани фиксируются как однородные.

2. Возможность регистрации на изображениях таких неоднородностей, как метастазы. Для стандартной ультразвуковой диагностики ткани с метастазами регистрируются как гомогенные вследствие равенства акустических импедансов. Выявление метастазов с помощью ультразвуковой диагностики начинается только тогда, когда их импедансы начинают отличаться от окружающей ткани.

3. Отсутствие контрастирующих агентов, вводимых внутривенно при диагностических процедурах в ультразвуковой диагностике.

4. Дополнительный нагрев неоднородностей с помощью ультразвукового излучателя в диапазоне диагностических и нижних терапевтических интенсивностей ультразвука, перемещаемого для прогрева большого количества границ неоднородностей в тканях.

5. Возможность применения программного обеспечения для регистрации изображений в режиме реального времени.

6. Возможность использования аппаратов ультразвуковой диагностики среднего класса для получения изображений, превосходящих по качеству изображения, получаемые с использованием аппаратов экспертного класса.

7. Возможность получения тепловых изображений в дифференциальном режиме регистрации изображений с выявлением пространственного распределения мест нагрева в гомогенных и гетерогенных биологических тканях.

Краткое описание чертежей

На фиг. 1 изображены примеры расчетов критических углов трансформации продольных волн в сдвиговые волны и величин температур границ неоднородностей при поглощении сдвиговых волн в тонких слоях на границах тканей с различными акустомеханическими свойствами. Приведены примеры для четырех соотношений свойств 8 видов тканей (А-Г).

На фиг. 2 изображена пространственная структура тепловыделения в гетерогенной 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, t=15 с. Частота - 2.64 МГц (А). На рис. 1(Б) изображена схема определения α - критического угла падения продольной волны на границу неоднородности. ИК термографическая регистрация нагрева проведена с использованием аналогового аппарата AGA-Thermovision 780 (Швеция).

На фиг. 3 изображена пространственная структура тепловыделения в гетерогенной модели с включением в центральную область неоднородности, отличающейся по акустическому импедансу, расположенной на расстоянии 5 см от излучателя при воздействии ультразвуком, интенсивностью I_SATA=0.7 Вт/см², t=60 сек. Частота - 2.64 МГц. А - ИК изображение, Б - температурный профиль в сечении (2). ИК термографическая регистрация нагрева проведена с использованием матричной ИК термографической системы CEDIP Titanium (Франция).

На фиг. 4 изображена пространственная структура тепловыделения в гетерогенной модели с включением в центральную область неоднородности, отличающейся по акустическому импедансу, расположенной на расстоянии 5 см от излучателя при воздействии ультразвуком, интенсивностью I_SATA=0.7 Вт/см², t=60 сек. Частота - 2.64 МГц. А - ИК изображение, Б - температурный профиль в сечении (1). ИК термографическая регистрация нагрева проведена с использованием матричной ИК термографической системы CEDIP Titanium (Франция). Положение излучателя фиксировано.

На фиг. 5 изображена пространственная структура тепловыделения в гетерогенной модели с включением в центральную область неоднородности, отличающейся по акустическому импедансу, расположенной на расстоянии 5 см от излучателя при воздействии ультразвуком, интенсивностью I_SATA=0.7 Вт/см², t=60 сек. Частота - 2.64 МГц. А - ИК изображение, Б - температурный профиль в сечении (2) ИК термографическая регистрация нагрева проведена с использованием матричной ИК термографической системы CEDIP Titanium (Франция). Положение излучателя переменное - с двух направлений.

На фиг. 6 изображена пространственная структура тепловыделения в гетерогенной модели с включением в центральную область неоднородности с равным с окружающей средой акустическим импедансом, но меньше по модулю сдвига по сравнению с окружающей средой на 20%, расположенной на расстоянии 5 см от излучателя при воздействии ультразвуком, интенсивностью I_SATA=0.7 Вт/см², t=60 сек. Частота - 2.64 МГц. А - ИК изображение, Б - температурный профиль в сечении (2). Видны разогрев границ и величина температуры на границах неоднородности. ИК термографическая регистрация нагрева проведена с использованием матричной ИК термографической системы CEDIP Titanium (Франция).

На фиг. 7 изображена эхотомограмма модели с включением в центре гетерогенности, отличающейся по модулю сдвига от материала фантома. Фиг. 1 - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Фиг. 2 - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. Регистрация проведена аппаратом ЭТС-ДМУ-02

На фиг. 8 изображена эхотомограмма модели с включением в центре гетерогенности, акустический импеданс которой больше акустического импеданса материала фантома. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 9 изображена эхотомограмма модели с включением в центре гетерогенности, акустический импеданс которой меньше акустического импеданса материала фантома. Модуль сдвига неоднородности меньше модуля сдвига основной модели на 30%. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 10 изображена эхотомограмма модели с включением в центре гетерогенности, акустический импеданс которой близок к акустическому импедансу материала фантома. Модуль сдвига неоднородности меньше модуля сдвига основной модели на 10%. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 11 изображена эхотомограмма модели с включением в центре гетерогенности, акустический импеданс которой близок к акустическому импедансу материала фантома. Модуль сдвига неоднородности больше модуля сдвига основной модели на 10%. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Д - контрастное изображение, полученное с использованием разницы изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 12 изображена эхотомограмма предплечья руки. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Д - контрастное изображение, полученное с использованием разницы изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 13 изображена эхотомограмма кисты молочной железы. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Д - контрастное изображение, полученное с использованием разницы изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 14 изображена эхотомограмма предплечья руки. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Д - контрастное изображение, полученное с использованием разницы изображений А и В. Регистрация проведена аппаратом ультразвуковым сканером 128 INT=1Z/INT-2Z/EXT-1Z с программой ЭХОWave II. Плоскостной датчик с частотой 9 МГц.

На фиг. 15 изображена эхотомограмма печени. А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Конвексный датчик с частотой 5 МГц.

На фиг. 16 изображена эхотомограмма печени (гемангиома), А - визуализация стандартными способами, используемыми в ультразвуковой диагностике. Б - визуализация с использованием ультразвукового метода контрастирования. В - дифференциальная картина визуализации зон нагрева. Г - контрастное изображение после сложения изображений А и В. Конвексный датчик с частотой 5 МГц.

На фиг. 17 изображена эхотомограмма щитовидной железы (гиперваскулярный узел). Расширение просвета сосудистых структур. Режим ЦДК. 1 - исходная картина, 2 - картина после нагрева при ультразвуковом контрастировании.

Осуществление изобретения

Изобретение (устройство) поясняется изображениями, представленными на фиг. 1-17, где на фиг. 1 приведены графики с примерами расчетов величин нагрева и критических углов трансформации продольных волн в сдвиговые для ряда тканей; на фиг. 2-6 приведены результаты ИК термографического исследования нагревов границ неоднородностей и неоднородностей в физических моделях тканей; на фиг. 7-17 приведены примеры контрастирования стандартных ультразвуковых изображений с использованием предлагаемого способа контрастирования.

Изобретение осуществляется за счет того, что при стандартном ультразвуковом диагностическом исследовании дополнительным перемещаемым излучателем или дополнительными перемещаемыми излучателями проводят нагрев границ неоднородностей в тканях, самих неоднородностей и окружающих неоднородности тканей исследуемого органа. Нагрев проводят за счет трансформации продольных волн в сдвиговые при критических углах падения продольной волны на границы неоднородностей, перемещение излучателей позволяет проводить нагрев практически всех границ, так как диапазон перемещений включает все критические углы трансформации продольных волн в тканях, увеличение температуры границ неоднородностей увеличивает эхогенную способность этих границ, при равенстве акустических импедансов неоднородности в ткани и окружающей ткани, когда нет границ для отраженного сигнала, и орган на изображениях фиксируется как гомогенный. Но при наличии разницы в модулях сдвига неоднородности и окружающей ткани нагрев границ таких неоднородностей осуществляется сдвиговыми волнами, появившимися при воздействии продольных волн, с визуализацией границы неоднородности, за счет появляющейся разности акустических импедансов вследствие температурной зависимости скорости ультразвука в ткани, на этой границе происходит дополнительная трансформация падающей продольной волны в сдвиговую волну с ее поглощением на единицах длин волн и нагревом границы неоднородностей, увеличивающей разность импедансов неоднородности и окружающей ткани, что дает возможность визуализации за счет появления на этих границах отраженного сигнала дополнительных структур, не видимых ранее при стандартных способах ультразвуковой диагностики. После фиксации диагностического датчика делают контрольный снимок, проводят перемещаемым акустическим излучателем нагрев границ неоднородностей в исследуемом органе, делают снимок изображения, получают дифференциальное изображение нагретых границ, вычитая из полученного изображения контрольное изображение, усиливают яркость полученного изображения, добавляют полученное изображение к контрольному, получают контрастное изображение с деталями, не видимыми при стандартном ультразвуковом сканировании.

Способ осуществляется следующим образом. Проводят стандартное ультразвуковое диагностическое обследование органа (печени, почек, щитовидной железы, поджелудочной железы, матки, груди и др.). В случае необходимости контрастирования неоднородностей в тканях, интересующих врача, фиксируют диагностический датчик, регистрируют изображение, проводят нагрев границ неоднородностей и неоднородностей перемещаемым дополнительным ультразвуковым излучателем за время менее 1 минуты в диапазоне интенсивностей, не превышающих предельных терапевтических уровней, регистрируют изображение после нагрева, где выявляют дополнительные детали изображения, не видимые до нагрева границ неоднородностей, проводят программно вычитание из изображения, полученного после ультразвукового нагрева изображение, полученное до нагрева, усиливают яркость дифференциального изображения, проводят сложение дифференциального и исходного изображений, получают контрастное изображение для анализа специалистом по ультразвуковой диагностике. Для получения динамической картины в реальном времени проводят нагрев интересующей области дополнительным излучателем и программно регистрируются изображения с проведением процедур вычитания каждого последующего изображения из предыдущего с увеличением яркости дифференциальных изображений и их последующим сложением с предыдущим изображением и получением контрастного изображения. При подозрении на наличие начинающегося патологического изменения в интересующей зоне ткани или органа, когда на стандартном изображении не выявляются неоднородности, вследствие отсутствия различий в акустических импедансах неоднородности и окружающей ткани, проводят нагрев тканей дополнительным излучателем в диагностическом диапазоне интенсивностей, выявляют появление границы неоднородности за счет нагрева границы неоднородностей в тканях с разными модулями сдвига, поглощающимися на границе сдвиговыми волнами, и затем наблюдают усиление контрастности границ неоднородности при дальнейшем нагреве дополнительными сдвиговыми волнами, появляющимися за счет трансформации продольных волн в сдвиговые волны при критических углах падения продольной волны на границу неоднородности. Дальнейшие процедуры обработки и получения контрастных изображений такие же, как и для границ неоднородностей с разными, по сравнению с окружающей тканью, акустическими импедансами.

Выводы практикующих врачей, занимающихся ультразвуковой диагностикой.

1. При изучении печени контрастное изображение имело более яркие, четкие контуры, четче определялось дистальное усиление ультразвукового сигнала, боковые тени за образованием.

2. Гиперэхогенные структуры легче визуализировались и распознавались на фоне общего затемнения изображения окружающих тканей при контрастировании.

3. Гипоэхогенные зоны выявлялись более четко, визуализировались даже мелкие метастазы в ткани печени.

4. При изучении поверхностных структур (щитовидная железа) улучшение изображения после контрастирования отчетливо происходило в гиперваскуляризированных образованиях за счет расширения просвета сосудистых структур. В режиме ЦДК четко зафиксировано расширение сосудов, что закономерно при нагревании во время контрастирования.

1. Способ ультразвукового контрастирования для ультразвуковой диагностики, заключающийся в проведении ультразвукового обследования интересующей области ткани путем размещения на поверхности кожи ультразвукового датчика диагностического ультразвукового аппарата, проведения ультразвукового воздействия и получения при фиксации положения диагностического датчика контрольного ультразвукового изображения, отличающийся тем, что дополнительный излучатель или несколько дополнительных излучателей выполнены акустическими для нагрева границ неоднородностей в тканях, при этом их устанавливают на коже с возможностью перемещения и направления при углах падения продольной волны по отношению к направлению каждого акустического излучателя в диапазоне от 0 до 180 градусов, а диапазон угловых перемещений дополнительных акустических излучателей включает критические углы трансформации продольных волн в сдвиговые волны в диапазоне от 20 до 90 градусов, время воздействия не превышает одной минуты при интенсивностях излучения, не превышающих предельные терапевтические уровни, получают дополнительное ультразвуковое изображение и вычитают из него контрольное изображение, получают дифференциальное изображение и добавляют его к контрольному изображению, при этом эхогенность неоднородностей в тканях увеличивают посредством дальнейшего нагрева границ неоднородностей в тканях для усиления яркости дифференциального изображения при соотношении акустических импедансов неоднородности и окружающей ткани больше 1 и увеличивают эхогенность границ окружающей неоднородность ткани при соотношении акустических импедансов неоднородности и окружающей ткани меньше 1.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что для получения динамического ультразвукового изображения формирование последующих дифференциальных изображений проводят последовательным вычитанием каждого последующего из предыдущего изображений.