SIÊU ÂM NGỰC và VIÊM PHỔI DO VIRUS CÚM H1N1

Siêu âm ngực phát hiện sớm viêm phổi do đại dịch cúm H1N1 năm 2009, Americo Testa, Gino Soldati, Roberto Copetti, Rosangela Giannuzzi, Grazia Portale, Nicolo Gentiloni-Silveri,  Critical Care 2012, 16:R30

Dẫn nhập: Hình ảnh lâm sàng của đại dịch cúm A (H1N1) thay đổi từ một nhiễm trùng tự giới hạn đến viêm phổi tiến triển nhanh. Cần chẩn đoán ngay và điều trị đúng lúc.

Chụp x-quang ngực (CRx) thường không phát hiện giai đoạn mô kẽ sớm. Mục đích của nghiên cứu này là để đánh giá các vai trò của siêu âm ngực cạnh giường bệnh trong việc xử trí sớm nhiễm virus cúm A (H1N1)  2009.

Phương pháp: 98 bệnh nhân gửi đến khoa cấp cứu vì triệu chứng giống như bệnh cúm đã được ghi danh trong nghiên cứu.

Bệnh nhân không có biểu hiện các hội chứng suy hô hấp cấp tính đã được xuất viện mà không cần khảo sát thêm. Trong số các bệnh nhân bị nghi ngờ lâm sàng của viêm phổi mắc phải, các trường hợp có chẩn đoán khác hoặc có bệnh khác kèm theo  đều được loại trừ khỏi nghiên cứu.

Bệnh sử, xét nghiệm, Xquang ngực, CT scan nếu có chỉ định, góp phần xác định chẩn đoán viêm phổi ở các bệnh nhân còn lại.  Siêu âm ngực  được thực hiện bởi một bác sĩ cấp cứu,  tìm  hội chứng mô kẽ, đông đặc phế nang, đường màng phổi bất thường và tràn dịch màng phổi, trong 34 bệnh nhân có chẩn đoán sau cùng của viêm phổi, 16 ca có Xquang phổi bình thường ban đầu, và  33 ca không có  viêm phổi, là nhóm chứng.

Kết quả: Siêu âm ngực ở tất cả đối tượng, được thực hiện mà không gây bất tiện, chỉ trong một thời gian tương đối ngắn (9 phút, khoảng 7-13 phút).

Kiểu siêu âm bất thường được phát hiện ở 32/34 bệnh nhân viêm phổi (94,1%). Kiểu SA của hội chứng mô kẽ được phát hiện ở 15/16 bệnh nhân có Xquang phổi bình thường đầu tiên, trong số đó 10 ca (62,5%) có chẩn đoán cuối cùng của viêm phổi  virus (H1N1).

Bệnh nhân viêm phổi và Xquang phổi bất thường ban đầu, trong số đó chỉ có 4 ca có chẩn đoán cuối cùng của viêm phổi virus (H1N1) (22,2%, P< 0,05), chủ yếu là hiển thị kiểu siêu âm đông đặc phế nang. Cuối cùng, kiểu SA hội chứng mô kẽ dương tính được tìm thấy trong 5/33 ca nhóm chứng (15,1%).

Âm tính giả gồm 2/34 trường hợp (5,9%) và dương tính giả là  5/33 ca (15,1%), với độ nhạy 94,1%, độ đặc hiệu 84.8%, giá trị  tiên đoán dương tính là 865% và giá trị  tiên đoán âm tính là 93,3%.

Kết luận: SA ngực tại giường là công cụ hiệu quả để chẩn đoán viêm phổi ở khoa cấp cứu. Ngoài ra, SA ngực có thể phát hiện chính xác giai đoạn sớm  bệnh nhân viêm phổi virus (H1N1) mà ban đầu có hình Xquang phổi bình thường.

Đề xuất tích hợp SA ngực vào xử trí lâm sàng theo lệ (routine).

_______________________________________________

Kiểu SA của hội chứng mô kẽ (Interstitial syndrome): Có ít nhất 3  ultrasound lung comets trên mặt cắt dọc giữa 2 xương sườn từ mặt phân cách phổi-thành ngực trải ra theo hình nan quạt (xem hình dưới bên phải).

_________________________________________________

Đọc thêm về ultrasound lung comet và sonographic interstitial syndrome:

Sonographic Interstitial Syndrome: The Sound of Lung Water

Gino Soldati, Roberto Copetti, Sara Sher, JUM February 1, 2009.

Objective. Ultrasound lung comets (ULCs) now have an acknowledged correlation with extravascular lung water, but they present in different orders and numbers in different pathologic pulmonary entities. How these artifacts are created is not yet known, and the literature gives discordant hypotheses.

Understanding their formation is the first step in understanding lung disease. The purpose of this study was to show the morphologic and genetic variability of interstitial lung disease studied with echography and thus to propose a unitary mechanism for the formation of ULCs.

Methods. This study included 3 parts: (1) a retrospective analysis of echographic lung images of patients with interstitial syndrome; (2) an analysis of the literature for definitions of the size of the pulmonary lobule; and (3) an experimental model of different air-water interfaces scanned with varying ultrasonic frequencies.

Results. The retrospective analysis of echographic lung images included 176 patients with diffuse ULCs: 118 patients had acute pulmonary edema; 18 had acute lung injury/acute respiratory distress syndrome; and 40 were premature neonates with respiratory distress syndrome. Experimental models permitted us to discover that ring-down artifacts are produced only by single and double layers of bubbles in specific structural settings.

Conclusions. Reverberation between bubbles with a critical radius seems to be at the origin of ring-down artifacts. Echographic manifestations of interstitial lung disease, whose genesis lies in the partial air loss of lobes and segments, are acoustic phenomena originating from variations in the tissue-fluid relationship of the lung. A correlation between anatomopathologic characteristics and structures of sonographic artifacts could allow more rapid and noninvasive diagnoses.

Key words: resonance, reverberation, ultrasound lung comets.

In recent years, lung sonography has undergone rapid development and gained increasing diagnostic potential. The evidence of echographic interstitial syndrome, in particular, has shown a significant correlation with extravascular lung water^1,2 in both adults and neonates³ in cases of pulmonary edema and noncardiogenic pulmonary edema (acute lung injury [ALI]/acute respiratory distress syndrome [ARDS]).^4,5 This has enabled sufficiently accurate diagnoses in the fields of cardiology, pediatrics, intensive care, and emergency medicine, helping differentiate bronchial disease from that of the interstitial space and alveoli.^6,7 Although clinical and experimental studies have confirmed the existing correlation between the artifacts that constitute interstitial syndrome (known as B-lines or ultrasound lung comets [ULCs]) and interstitial lung disease, the essence of the artifacts themselves, their biophysics, and their genesis are scarcely known.^8,9

Analysis of recent literature appears limited to the contributions on “ring-down artifacts” given by Avruch and Cooperberg¹⁰ and Lichtenstein et al,⁸ who actually recognize different anatomic substrates and different causal mechanisms as the origin of the echographic images. Lichtenstein et al⁸ attribute the origin of ULCs to the thickening of subpleural interlobular septa, which would cause “fragmentation” of the pleural specular reflector at the points of greatest impedance. Although they indicate that computed tomographic (CT) ground glass areas also produce closely related artifacts, a biophysical explanation able to clarify their origin (reverberation, resonance, or other) is not given. According to these authors, the pleural projection of interlobular septa and thus their correspondence with B-lines would be at a mean distance of 7 mm. Other authors of cardiologic extraction reproduced a similar hypothesis, which could be defined as “septal.”¹¹

Completely different is the hypothesis proposed by Avruch and Cooperberg¹⁰ in the gastroenterologic field¹² and later reviewed by Kremkau and Taylor,¹³ which, however, does not take into consideration the behavior of the lung, which was proposed by Kohzaki et al.¹⁴ In these cases, what the authors propose is a mechanism of resonance among groups of air bubbles in which the vibrating structure is the liquid film interposed between gaseous collections.
Because clinical evidence brings us to think that a different concentration and distribution of artifacts in each single intercostal thoracic scan is able to indicate different pathologic situations both for etiology and severity (eg, cardiogenic versus noncardiogenic pulmonary edema), we designed this study to better understand and delineate the biophysical basis of sonographic artifact formation in interstitial lung disease.
We hypothesized that the mechanism underlying artifact formation in interstitial lung disease is reverberation coherent with topologic and pathologic variations of the lung interstice, and we designed this study to validate this hypothesis.

Definitions

Practice in this field has produced terminology that has been described in both a review and a monograph. The following is a summary of the terms used in the article:

Comet tail artifact—

Sonographic artifact with an appearance similar to that of the ring-down artifact but more attenuated, shorter, and tapering in depth as in the tail of a comet. The mechanism underlying comet tail artifact formation is reverberation.

Interstitial-alveolar syndrome—

Interstitial syndrome with ULCs separated by a distance inferior to that present in septal syndrome and up to their confluency (Figure 1c).

Interstitial syndrome—

The presence of multiple ULCs (at least 3 in a longitudinal scan between 2 ribs) fanning out from the lung-wall interface.

Ring-down artifact—

Ultrasound artifact that appears as a series of bands or solid narrow-based spreading streaks radiating from a gas collection to the edge of the screen. Analysis of this artifact shows an acoustic signal with electronic processing converting this sound wave into a series of bands (Figure 1). In the literature, the mechanism producing ring-down artifacts is debated.

Septal syndrome—

The presence of interstitial syndrome with ULCs separated by a distance equivalent to that of the superficial pleural projections of interlobular septa (Figure 1, a and b).

Ultrasound lung comets—

Also known in the literature as B-lines, hyperechoic narrow-based artifacts (ring-down artifacts) spreading like laser rays from the pleural line to the edge of the screen. We considered the terms  lung comets and ULCs equivalent when used to indicate a pulmonary interstitial syndrome.  We did not consider  comet tail artifacts, as described by Shapiro and Winsburg, equivalent to ULCs.

White lung—

Completely white echographic lung field with coalescent ULCs and no horizontal reverberation (Figure 1d).

Xem nguyên văn xin kích vào link bên dưới để download trọn bài.
Sonographic Interstitial Syndrome - Journal of Ultrasound in Medicine

www.jultrasoundmed.org/content/28/2/163.full

SỐT RÉT ẢNH HƯỞNG PHÁT TRIỂN BÀO THAI: BẰNG CHỨNG SIÊU ÂM TRỰC TIẾP ĐẦU TIÊN

Siêu âm phát hiện đường kính trung bình đầu thai nhi nhỏ hơn có ý nghĩa khi thai phụ nhiễm sốt rét trong nửa đầu thai kỳ khi so sánh với thai phụ không bị sốt rét. Bình quân, ở giữa thai kỳ, đường kính đầu thai nhi đo bằng siêu âm nhỏ hơn 2% khi bị sốt rét. Ngay cả đối với người chỉ nhiễm và được điều trị P. falciparum và P. vivax cũng có liên quan đến giảm đường kính đầu thai nhi, bất kể thai phụ có triệu chứng hoặc không.

.
Abstract

Background

Intermittent preventive treatment (IPT), the main strategy to prevent malaria and reduce anaemia and low birthweight, focuses on the second half of pregnancy. However, intrauterine growth restriction may occur earlier in pregnancy. The aim of this study was to measure the effects of malaria in the first half of pregnancy by comparing the fetal biparietal diameter (BPD) of infected and uninfected women whose pregnancies had been accurately dated by crown rump length (CRL) before 14 weeks of gestation.

Methodology/Principal Findings

In 3,779 women living on the Thai-Myanmar border who delivered a normal singleton live born baby between 2001–10 and who had gestational age estimated by CRL measurement <14 weeks, the observed and expected BPD z-scores (< 24 weeks) in pregnancies that were (n = 336) and were not (n = 3,443) complicated by malaria between the two scans were compared. The mean (standard deviation) fetal BPD z-scores in women with Plasmodium (P) falciparum and/or P.vivax malaria infections were significantly lower than in non-infected pregnancies; −0.57 (1.13) versus −0.10 (1.17), p < 0.001. Even a single or an asymptomatic malaria episode resulted in a significantly lower z-score. Fetal female sex (p < 0.001) and low body mass index (p = 0.01) were also independently associated with a smaller BPD in multivariate analysis.

Conclusions/Significance

Despite early treatment in all positive women, one or more (a)symptomatic P.falciparum or P.vivax malaria infections in the first half of pregnancy result in a smaller than expected mid-trimester fetal head diameter. Strategies to prevent malaria in pregnancy should include early pregnancy.

GÂN TRÊN GAI: SO SÁNH SIÊU ÂM 2D với 3D

KHÁM TRÀN KHÍ MÀNG PHỔI HÃY NHỚ ĐẾN SIÊU ÂM

Video 1: Normal lung sliding

Video 2: Pneumothorax with no lung sliding

Video 3: Lung point sign

SW Imaging of the Breast : Still on the Learning Curve

Shear Wave Imaging of the Breast: Still on the Learning Curve, Richard G. Barr, MD, PhD

Trong số tháng 2 năm 2012 của tạp chí JUM, Bai và cs trình bày kết quả về việc đánh giá của các khối đặc vú với tạo hình định lượng xung lực bức xạ âm (ARFI). Trong nghiên cứu này, họ thấy rằng 63,4% các ung thư vú có kết quả là "X,XX m/s," chỉ ra rằng kết quả đo lường có thể không tính được. Tạo hình ARFI định lượng (VTQ, Siemens, Mountain View, CA) sử dụng các thuật toán có bao gồm một test của khoảng tin cậy đánh giá vận tốc sóng biến dạng. Thuật toán bác bỏ các dữ liệu nếu khoảng tin cậy thấp (< 0,8) do một số yếu tố chất lượng, gồm biên độ sóng biến dạng và nhiễu ồn. Nếu dữ liệu bị từ chối, hệ thống sẽ gán cho giá trị tốc độ của sóng biến dạng (Vs) là X,XX m/s. Chúng tôi từng thấy nhiều kết quả tương tự trong khảo sát của chúng tôi. Có nhiều lý do tại sao một kết quả X,XX m/s có thể xảy ra, như thu thập dữ liệu không đúng (chuyển động mô và chuyển động đầu dò), tốc độ sóng biến dạng vượt quá phạm vi đo tối đa là 8,4 m/s (giới hạn của các kỹ thuật ARFI trong trường hợp này), hoặc một sóng biến dạng kém chất lượng. Với tạo hình vú, dễ loại bỏ chuyển động hơn trong tạo hình bụng, khi đó chuyển động do thở và/hoặc chuyển động mạch máu là vấn đề lớn hơn so với vú. Theo kinh nghiệm của chúng tôi, chuyển động dễ kiểm soát  trong đo đàn hồi vú, và chưa là vấn đề. Trong những trường hợp này, nhiều đo đạc lặp đi lặp lại ở cùng một tổn thương cho một kết quả X,XX-m/s. Tuy có thể, vẫn không chắc rằng tất cả các ung thư vú có tốc độ sóng biến dạng vượt quá 8,4 m/s. Chúng tôi có thể nắm bắt tín hiệu dữ liệu thô trong hệ thống nghiên cứu từ trường hợp lâm sàng và xử lý dữ liệu sóng biến dạng khi off line.

 Hình 1 minh họa nguyên tắc tạo hình ARFI định lượng. A biểu thị cho các xung kích thích; B là vùng ROI nơi phát hiện sóng biến dạng; C đại diện cho profiles dời chỗ  sóng biến dạng ở khoảng cách xa các xung kích thích; và D là phân tích hồi qui tuyến tính được sử dụng để ước lượng vận tốc sóng biến dạng. Trong hình 2, kiểu sóng biến dạng điển hình từ khu vực mô mỡ  trong vú bệnh nhân được trình bày. Mỗi đường cong riêng biệt thực hiện ở khoảng cách khác nhau từ xung đẩy có nhiễu ồn tối thiểu. Thời gian đạt đỉnh (time to peak) cho mỗi đường cong được sử dụng để tính toán tốc độ sóng biến dạng.Hình 3A hiển thị tương tự từ một invasive ductal cancer. Lưu ý rằng biên độ sóng biến dạng thấp và nhiễu ồn từ bên trong khối ung thư, nhưng  đáp ứng sóng biến dạng mềm thấy được trong mô bình thường xung quanh. Cần thiết đánh giá thêm để hiểu nguyên nhân gây ra kết quả này và không bàn luận ở đây. Trong trường hợp này, tốc độ sóng biến dạng từ bên trong khối ung thư có thể đo không chính xác. Các thuật toán ARFI loại bỏ những dữ liệu chất lượng này, do đó đưa ra một kết quả là X,XX m/s.

Các tác giả cho một giả định thích hợp rằng trong tổn thương không phải noncystic này là "artifact" hoặc kết quả X,XX-m/s, như  trong khối ung thư cứng. Bằng cách sử dụng giả định này, kết quả của họ là rất đáng khích lệ. Nang đơn thuần cũng có thể cho một kết quả X,XX m/s,  vì sóng biến dạng không truyền qua non-viscous fluid [dịch không nhớt]. Tuy nhiên, dấu hiệu này gây ra nghi vấn khác về tạo hình sóng biến dạng. Theo kinh nghiệm của chúng tôi, cũng như với các tác giả khác, là khi một bản đồ màu (color map) được sử dụng để hiển thị lớp phủ (overplay) lên các kết quả Vs hoặc kPa (tissue modulus), một số khối ung thư không được mã hoá đúng bởi vì các thuật toán không hỗ trợ cho sóng biến dạng chất lượng kém. Các khối ung thư cứng thường có một vành quanh các giá trị sóng biến dạng cao, được dùng để chẩn đoán. Nếu các tác giả cũng lấy số đo ARFI trong khu vực "vòng" này, sẽ có khả năng có được kết quả Vs cao. Vòng ngoài thường là có giá trị vì tuy nhiễu ồn nhưng vẫn có sóng biến dạng có thể đọc được (interpretable) (hình 3, A và B).

Hình 1.

Nguyên tắc tạo hình ARFI định lượng. A là xung kích thích; B là ROI nơi phát hiện sóng biến dạng; C  đại diện cho profiles dời chỗ của sóng biến dạng ở các khoảng cách xa xung kích thích; và D là phân tích hồi qui tuyến tính được sử dụng để đánh giá tốc độ sóng biến dạng.

Tuy nhiên, chúng tôi cũng đã gặp một số khối ung thư với tạo hình sóng biến dạng được mã hoá với tốc độ Vs thấp, gợi ý là tổn thương lành tính mà không có một vòng Vs cao xung quanh. Kết quả này có thể do thuật toán thông dịch sóng biến dạng biên độ thấp và/hoặc nhiễu ồn có giá trị Vs chậm. Cần phải nhớ rằng trong một thiết lập lâm sàng được yêu cầu với công nghệ mới cần được xác nhận các thuật toán là chính xác trong bệnh nhân thực sự với một phổ rộng của bệnh. Không phải là không phổ biến xảy ra các atifacts bất ngờ hoặc kết quả không tiên liệu được. Ví dụ, trong strain elastography, chúng tôi đã thông báo một artifact với tổn thương dạng nang xảy ra với một số thiết bị sản xuất. Artifact này xảy ra không được dự đoán. Tuy nhiên, với lâm sàng đánh giá và thử nghiệm bổ sung với phantom, các artifact được nhận mặt khi xảy ra do cách giải thuật xử lý tín hiệu dữ liệu thô. Trong trường hợp đó, các artifact được xem như có khả năng có chẩn đoán lâm sàng đáng kể. Chúng tôi có thể chờ đợi các artifacts "bất ngờ" tương tự xuất hiện với tạo hình sóng biến dạng. Nhiều loại ung thư, đặc biệt là invasive ductal carcinoma, rất khó khăn và vô tổ chức. Tình huống này rất khó kích hoạt để mô phỏng với tissue-equivalent elasticity phantom [phantom có tính đàn hồi tương đương mô], do đó, phải được xác nhận trong môi trường lâm sàng.

Những dấu hiệu này có ý nghĩa gì từ quan điểm lâm sàng? Dựa vào bài viết của Bai và cs, sóng biến dạng đầy đủ cho phép đo một số lớn các ung thư vú sẽ không xảy ra. Đến nay, chúng tôi không thấy vấn nạn này là một vấn đề ở các mô khác với ung thư vú. Do đó chúng tôi phải sử dụng các phép đo gián tiếp để chẩn đoán phần lớn các bệnh ung thư (63,4% dựa trên công việc trình bày trong bài viết của Bai và cs và cũng trong kinh nghiệm của chúng tôi). Các đo đạc lần thứ hai có thể được thực hiện trong các ung thư cứng này ở vòng của mô xung quanh, nơi một Vs cao có thể xảy ra.

Mã hóa không chính xác của vận tốc sóng biến dạng thấp trong vùng mô rất cứng là một vấn đề lâm sàng đáng kể có khả năng dẫn đến kết quả âm tính giả (xếp loại ung thư như là u lành tính), làm hạn chế việc sử dụng đàn hồi sóng biến dạng ở vú nếu không lưu ý. Phát triển phương pháp xử lý tín hiệu một cách thích hợp và đánh giá thêm hiện tượng này để nhận dạng các sóng biến dạng không điển hình trong các khối ung thư sẽ có khả năng tránh được vấn đề này.

Hình 2.

Sóng biến dạng điển hình trong mô mỡ vú ở một người phụ nữ 63 tuổi. Mỗi dạng sóng này được lấy từ một khoảng cách khác nhau từ "xung đẩy" được liệt kê trong góc trên bên phải. Lưu ý rằng có nhiễu ồn tối thiểu trong các tín hiệu. Khi khoảng cách từ xung đẩy tăng, đường cong có biên độ ít hơn, và thời gian đạt đỉnh tăng.

Tuy nhiên, thách thức này trong tạo hình sóng biến dạng với khối ung thư cứng là một lợi thế trong strain imaging. Những yếu tố làm cho lan truyền sóng biến dạng có vấn đề cho kết quả xuất sắc trong strain elasticity imaging với độ nhạy cao với tổn thương ác tính. Trong các kết quả gần đây của chúng tôi, tất cả các trường hợp các khối ung thư "mềm" và u cứng được phát hiện với vòng xung quanh trên tạo hình sóng biến dạng có  tỷ lệ hình đàn hồi / hình B-mode  lớn hơn 1 với tạo hình đàn hồi quy ước, chỉ ra rằng có khả năng là tổn thương ác tính. Cũng nên lưu ý rằng trong tổn thương lành tính, bị căng vì nó là định tính, và độ cứng tương đối giữa các mô là nhỏ, làm cho phức tạp khi giải thích. Nếu không thể đo đạc chính xác kích thước của một tổn thương trên hình B-mode và độ căng do ranh giới không rõ, độ đặc hiệu của  tỷ lệ hình đàn hồi /hình B-mode sẽ giảm. Cũng có thể dùng [strain ratio ] tỷ lệ căng để xác định một tổn thương ghi nhận ở strain elastography là lành tính.Tuy nhiên, phương pháp này thiếu chuẩn hoá và là đo gián tiếp. Ngược lại, tổn thương lành tính ở chỗ đàn hồi sóng biến dạng trội hơn, nhờ sự đánh giá đáng tin cậy tốc độ sóng biến dạng trong các mô mềm .

Ý kiến của chúng tôi là strain imaging và shear wave imaging là bổ sung trong breast imaging, và việc sử dụng cả hai sẽ cung cấp kết quả chính xác hơn dùng riêng lẽ, vì những lý do thảo luận ở trên.  Độ nhạy và độ đặc hiệu hơn 95% cho phân loại  tổn thương của vú sẽ đạt được nếu kết hợp 2 kỹ thuật. Có khả năng sẽ phải chấp nhận rằng strain bị giới hạn trong đánh giá chi tiết của tổn thương lành tính bởi vì là định tính, và có khác biệt có giới hạn giữa các đặc điểm đàn hồi của tất cả các loại mô lành tính. Chúng tôi cũng không thể có được sóng biến dạng  chính xác từ nhiều loại ung thư vú và sẽ phải dựa vào dấu hiệu gián tiếp sóng biến dạng để chẩn đoán.

Hiện chúng tôi hiểu rằng các yếu tố kỹ thuật, chẳng hạn như số precompression được sử dụng, có thể ảnh hưởng âm tính kết quả đo độ đàn hồi, nhưng có thể kiểm soát được và sẽ dẫn đến phương pháp tiêu chuẩn để đánh giá hình ảnh đàn hồi. Khi bắt đầu hiểu đầy đủ về những gì chúng tôi đo lường trong strain và shear wave imaging, chúng tôi  có thể sẽ thiết kế một nghiên cứu thích hợp để đánh giá tác động thực sự mà elastography có trên tạo hình vú .

Hình 3.

A, Kết quả từ khối sờ được trong vú bên phải một người phụ nữ 57 tuổi. Nhũ ảnh và sonographic workup khẳng định một tổn thương 4B (BI-RADS). Sinh thiết tổn thương chứng minh là invasive ductal cancer biệt hoá kém. Ung thư là khối hypoechoic ở phần sâu hơn của hình ảnh. Hai sóng thu được bằng cách sử dụng kỹ thuật ARFI. Một sâu hơn là vì ung thư invasive ductal hypoechoic. Một nông hơn bề ngoài trong khu vực peritumoral. Ghi nhận rằng dạng sóng thu được từ các khối ung thư nhiễu ồn toàn bộ và không đọc [interpretable] được. Dạng sóng trong các mô peritumoral lân cận có nhiễu ồn hơn trong tín hiệu mô mỡ trong hình 2, nhưng dạng sóng vẫn có thể đọc được  và cung cấp tốc độ sóng biến dạng. B, Hình sóng biến dạng  từ cùng một bệnh nhân. Trong hình này, hiển thị màu đại diện cho tốc độ của sóng biến dạng (Vs) được phủ lên hình B-mode. Lưu ý rằng khối u với chỉ nhiễu ồn trong tín hiệu sóng biến dạng được mã hoá màu màu xanh, đại diện cho một Vs thấp. Biểu hiện màu cho ấn tượng là khối u "mềm" và có thể bị nhầm lẫn với một tổn thương lành tính. Trong trường hợp này, mô peritumoral có mã hoá màu đỏ (Vs cao) trong khu vực thu được  tín hiệu sóng biến dạng đầy đủ. Tuy nhiên, không phải tất cả các trường hợp u ung thư "màu xanh" nào cũng có vòng peritumoral đỏ, mà vẫn có thể dẫn đến một sự giải thích âm tính giả.

____________________________________________________


In the February 2012 issue of the Journal of Ultrasound in Medicine, Bai et al presented their results on the evaluation of solid breast masses with quantitative acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging. In their study, they found that 63.4% of breast cancers had a result of “X.XX m/s,” indicating that a measurement result could not be obtained. Quantitative ARFI imaging (Virtual Touch tissue quantification; Siemens Medical Solutions, Mountain View, CA) uses algorithms that include a test of the confidence interval of the shear velocity estimation. The algorithm rejects the data if the confidence interval is low (p<0.8) due to several quality factors, including shear wave amplitude and noise. If the data are rejected, the system gives a speed of the shear wave (Vs) as X.XX m/s. We have seen similar results in our investigations. There are several reasons why an X.XX m/s result can occur, including improper data collection (tissue movement and probe movement), the shear wave speed exceeding the maximum measurable range of 8.4 m/s (limit of the ARFI technique in this case), or a poor-quality shear wave. With breast imaging, motion is easier to eliminate than in abdominal imaging, in which respiratory motion and/or vascular motion is a greater problem. In our experience, motion is easily controlled in breast elastography, and it has not been a problem. In these cases, multiple repeated measurements in the same lesion return an X.XX-m/s result. Although possible, it is unlikely that all of these breast cancers have a shear wave speed exceeding 8.4 m/s. We are able to capture the raw data signal in our research system from clinical cases and process the shear wave data off line. Figure 1 illustrates the principle of quantitative ARFI imaging. A indicates the excitation pulse; B is the region of interest where shear waves are detected; C is a representation of the shear wave displacement profiles at distance intervals away from the excitation pulse; and D indicates the linear regression analysis used to estimate the shear wave velocity. In Figure 2, the typical shear wave pattern from a fatty area in a patient’s breast is presented. Each individual curve taken at different distances from the push pulse has minimal noise. The time to peak for each curve is used to calculate the shear wave speed. Figure 3A is a similar display from an invasive ductal cancer. Note that the shear wave amplitude is low and noisy from within the cancer, but a smooth shear wave response is seen in the surrounding normal tissue. Further evaluation is required to understand the cause of this result and will not be addressed here. In this case, a shear wave speed from within the cancer can not be accurately measured. The ARFI algorithms reject these data as poor, therefore giving a result of X.XX m/s.

The authors make an appropriate assumption that in noncystic lesions, this “artifact,” or X.XX-m/s result, is seen in hard cancers. Using this assumption, their results are very encouraging. Simple cysts can also return a Vs result of X.XX m/s because shear waves do not propagate in non-viscous fluid. However, this finding raises other questions with shear wave imaging. It is our experience, as with others, that when a color map is used to display an overlay of the Vs or kPa (tissue modulus) of the results, several cancers are not coded properly because the algorithm does not account for a poor-quality shear wave. These hard cancers often have a surrounding rim of high shear wave values, which is used for diagnosis. If the authors would have also taken ARFI measurements in the area of the “ring,” they would likely have obtained a high Vs result. The outer ring is often evaluable because a noisy but still interpretable shear wave is present (Figure 3, A and B).

Figure 1. Principles of quantitative acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging. A indicates the excitation pulse; B is the region of interest where shear waves are detected; C is a representation of the shear wave displacement profiles at distance intervals away from the excitation pulse; and D indicates the linear regression analysis used to estimate the shear wave velocity.

However, we have also encountered several cancers with shear wave imaging that are coded with a low Vs, suggestive of a benign lesion without a surrounding high-Vs ring. This result may be due to the algorithms’ interpreting the low shear wave amplitude and/or noise as a slow Vs. One must remember that validation in a clinical setting is required with new technologies to confirm that the algorithms are accurate in real patients with a wide spectrum of disease. It is not uncommon for unexpected artifacts or unanticipated results to occur. For example, in strain elastography, we have reported on an artifact with cystic lesions occurring with certain equipment manufacturers. This artifact was not predicted to occur. However, with clinical evaluation and additional phantom testing, the artifact was recognized to occur because of the way the algorithm processed the raw data signal. In that case, the artifact has considerable clinical diagnostic ability. We can expect similar “unexpected” artifacts to occur with shear wave imaging. Many cancers, especially invasive ductal cancers, are very hard and disorganized. This scenario is difficult to simulate with tissue-equivalent elasticity phantoms, so must be validated in the clinical environment.

What do these findings mean from a clinical perspective? On the basis of the article by Bai et al, an adequate shear wave for measurement in a large number of breast cancers will not occur. To date, we have not found this issue to be a problem in tissues other than breast cancers. We must therefore use indirect measurements to diagnose a large portion of cancers (63.4% based on the work presented in the article by Bai et al1 and also in our experience). These secondary measurements can be made in these hard cancers in the ring of surrounding tissue, where a high Vs may occur. Incorrect coding of low shear velocity in a region of very hard tissue is a substantial clinical problem potentially leading to false-negative results (classifying a cancer as benign), which will limit the use of shear wave elastography in the breast if not addressed. Further evaluation of this phenomenon and development of a signal-processing method that appropriately identifies atypical shear waves in these cancers would potentially avoid this problem.

Figure 2. Typical shear waveforms in breast fat taken from a 63-year-old woman. Each waveform is taken from a different distance from the “pulse push” listed in the top right corner. Note that there is minimal noise in the signals. As the distance from the push pulse increases, the curve has less amplitude, and the time to peak increases.

However, this challenge in shear wave imaging with hard cancers is an advantage in strain imaging. The factors that make shear wave propagation problematic produce excellent results in strain elasticity imaging with high sensitivity to malignant lesions. In our recent results, all of the cases of “soft” cancers and hard cancers detected with the surrounding ring on shear wave imaging had an elasticity imaging/B-mode ratio of greater than 1 with conventional elasticity imaging, indicating that they were likely malignant lesions. One should also note that in benign lesions, strain suffers because it is qualitative, and the relative stiffness between tissues is small, complicating interpretation. If one cannot get accurate size measurements of a lesion on B-mode imaging and strain due to low boundary conspicuity, the specificity using the elasticity imaging/B-mode ratio is decreased. One can also use the strain ratio to determine that a lesion noted on strain elastography is benign.

However, this method suffers from a lack of standardization and is an indirect measurement. Conversely, benign lesions are where shear wave elastography excels, due to the reliability of shear wave velocity estimation in softer tissues. It is our opinion that strain imaging and shear wave imaging are complementary in breast imaging, and the use of both will provide more accurate results than each individually, for the reasons discussed above. It is this commentator’s view that sensitivity and specificity of greater than 95% for characterization of breast lesions will be achievable using a combined technique. It is likely that we will have to accept that strain is limited in detailed evaluation of benign lesions because it is qualitative, and there is a limited difference between the elasticity properties of all benign tissue types. We will also not be able to obtain accurate shear waves from many breast cancers and will have to rely on indirect shear wave signs for diagnosis. We now understand the technical factors such as the amount of precompression used, which can negatively affect elastographic results but can be controlled and will lead to a standardized method for evaluating elasticity images. As we begin to fully understand what we are measuring in strain and shear wave imaging, we will be able to design an appropriate study to measure the true impact that elastography will have on breast imaging.

Figure 3. A, Results from a 57-year-old woman with a palpable mass in her right breast. Mammographic and sonographic workup confirms a Breast Imaging Reporting and Data System category (BI-RADS) 4B lesion. The lesion is a biopsy-proven poorly differentiated invasive ductal cancer. The cancer is the hypoechoic mass in the deeper portion of the image. Two waveforms were obtained using the acoustic radiation force impulse technique. The one taken deeper is from the hypoechoic invasive ductal cancer. The more superficial one is taken in the peritumoral area. Note that the waveform obtained from the cancer is all noise and not interpretable. The waveform in the adjacent peritumoral tissue has more noise than in the fat signals in Figure 2, but the waveform is still able to be interpreted and provide a shear wave speed. B, Shear wave image from the same patient. In this image, a color display representing the speed of the shear wave (Vs) is overlaid on the B-mode image. Note that the tumor with just noise in the shear wave signal is color-coded blue, representing a low Vs. This appearance gives the impression that the tumor is “soft” and can be mistaken for a benign lesion. In this case, the peritumoral tissues are coded red (high Vs) in the area where an adequate shear wave signal is obtained. However, not all cases of “blue” cancers have the peritumoral red ring, which can still result in a false-negative interpretation.

© 2012 by the American Institute of Ultrasound in Medicine

Elastography was not a useful tool in recommending fine-needle aspiration biopsy of thyroid nodules

2 bài sau đề cập khả năng của RTE (real-time elastography) như các máy ALOKA, HITACHI, TOSHIBA, SIEMENS Antares... khảo sát nhân giáp, có hạn chế trong tiên đoán lành ác trước sinh thiết. Lúc khám phải ấn đầu dò bằng tay để đo độ cứng nhân giáp, do đó kỹ thuật khám free-hand này lệ thuộc vào người khám. Bài sau, có bình luận và nói đến shear wave elastography [siêu âm đàn hồi sóng biến dạng], là kỹ thuật mới hơn ớ máy Supersonic Imagine, còn gọi là kỹ thuật SSI (supersonic shear imaging) hay ở máy SIEMENS ACUSON S2000, còn gọi là kỹ thuật tạo hình xung lực bức xạ âm [acoustic radiation force impulse,ARFI, imaging). Sóng biến dạng tạo ra từ đầu dò và làm dời chỗ mô để đo độ cứng tổn thương. Người khám không phải đè ấn nên kỹ thuật không lệ thuộc người khám và có tính lập lại cao. Dòng máy này được xếp loại là dynamic elastography, đo biến dạng ngang; trong khi loại trên như trong 2 bài báo thuộc về static elastography, đo biến dạng dọc.

Abstract



Purpose: To evaluate the diagnostic performance of gray-scale ultrasonography (US) and elastography in differentiating benign and malignant thyroid nodules.

Materials and Methods: This was an institutional review board–approved retrospective study with waiver of informed consent. A total of 703 solid thyroid nodules in 676 patients (mean age, 49.7 years; range, 18–79 years) were included; there were 556 women (mean age, 49.5 years; range, 20–74 years) and 120 men (mean age, 50.7 years; range, 18–79 years). Nodules with marked hypoechogenicity, poorly defined margins, microcalcifications, and a taller-than-wide shape were classified as suspicious at grayscale US. Findings at elastography were classified according to the Rago criteria and the Asteria criteria. The diagnostic performances of gray-scale US and elastography were compared. For comparison between the diagnostic performances of gray-scale US and the combination of gray-scale US and elastography, three sets of criteria were assigned: criteria set 1, nodules with any suspicious grayscale US feature were assessed as suspicious; criteria set 2, Rago criteria were added as suspicious features to criteria set 1; and criteria set 3, Asteria criteria were added as suspicious features to criteria set 1. The diagnostic performances of gray-scale US, elastography with Rago criteria, and elastography with Asteria criteria, and odds ratios (ORs) with 95% confidence intervals for predicting thyroid malignancy were compared using generalized estimating equation analysis.

Results: Of 703 nodules, 217 were malignant and 486 were benign. Sensitivity, negative predictive value (NPV), and OR of gray-scale US for the 703 nodules were 91.7%, 94.7%, and 22.1, respectively, and these values were higher than the 15.7% and 65.4% sensitivity, 71.7% and 79.1% NPV, and 3.7 and 2.6 ORs found for elastography with Rago and Asteria criteria, respectively. Specificity, positive predictive value, and accuracy for criteria set 1 were significantly higher than those for criteria sets 2 and 3 for most of the nodule subgroups that were considered.

Conclusion: Elastography alone, as well as the combination of elastography and gray-scale US, showed inferior performance in the differentiation of malignant and benign thyroid nodules compared with gray-scale US features; elastography was not a useful tool in recommending fine-needle aspiration biopsy.

© RSNA, 2012

SUMMARY


BACKGROUND

When fine-needle aspiration biopsy of thyroid nodules is performed, approximately one fourth fall into the indeterminate classification. Some authorities recommend surgical removal of all indeterminate nodules, lthough only about 10% to 30% are malignant. Real-time elastography (RTE) has been proposed to improve the diagnosis of thyroid cancer before surgery. Thyroid cancers have a harder consistency than benign thyroid nodules; RTE is a technique that uses ultrasonography to provide an estimation of tissue stiffness by measuring the degree of elasticity under the application of external light force. The goal of the current study was determine the efficacy of RTE, as compared with conventional ultrasonography (US), for differentiating malignant from benign thyroid lesions in patients being operated on for nodules with indeterminate cytology.

METHODS

The study included 102 patients (69 women) with indeterminate cytology who had conventional US and RTE. Elasticity was scored from 1 (elastic) to 4 (stiff). The median nodule diameter was 2.2 cm (range, 0.7 to 10).

RESULTS

All patients underwent surgery; 36 had a pathologic diagnosis of cancer (32 follicular variant of papillary thyroid cancer, 2 classic papillary, and 2 follicular carcinoma). The remaining 66 nodules were benign, with a final pathology of follicular adenoma in 64 and hyperplastic nodule in 2. The only ultrasound feature that was significantly associated with the diagnosis of cancer was microcalcification, and this was found in 56%. Thyroid cancer was detected in 50% of the nodules that scored 1 to 2 on RTE (good elasticity) and in 34% that scored 3 to 4 (stiff). Of the 36 patients with malignant nodules, 32 had RTE scores of 3 to 4.

Although the sensitivity was 89%, the positive predictive value was only 34% and the negative predictive value was 50%.

CONCLUSIONS

The current study did not confirm the utility of RTE for the differential diagnosis of malignancy or benignity in thyroid nodules with indeterminate cytology.



ANALYSIS and COMMENTARY

Investigators from Pisa, Italy, had previously reported that RTE was useful for making a diagnosis of malignancy in indeterminate nodules with a positive predictive value of 77% and a negative predictive value of 99% (1). The cause of the lack of confirmation of this result in the current study is unclear. The person performing RTE in this study was very experienced.


Nevertheless, there is a considerable element of subsoftware has been developed for quantitative analysis of stiffness. One technique, called “shear wave elastography,” may be more useful because it eliminates the operator-dependence of the procedure (2, reviewed in the January 2011 issue of Clinical Thyroidology). It is likely that the true utility of shear wave elastography for discrimination between benign and malignant nodules in the indeterminate category will require additional studies for validation.


— Jerome M. Hershman, MD

REFERENCES

1. Rago T, Scutari M, Santini F, Loiacono V, Piaggi P, Di Coscio G, Basolo F, Berti P, Pinchera A, Vitti P. Real-time elastosonography: useful tool for refining the presurgical diagnosis in thyroid nodules with indeterminate or nondiagnostic cytology. J Clin Endocrinol Metab 2010;95:5274– 5280, Epub September, 2010.

2.  Sebag F, Vaillant-Lombard J, Berbis J, Griset V, Henry JF, Petit P, Oliver C. Shear wave elastography: a new ultrasound imaging mode for the differential diagnosis of benign and malignant thyroid nodules. J Clin Endocrinol Metab 2010;95:5281–8. Epub September 29, 2010.

VÀI NHẬN XÉT VỀ TÌNH HÌNH KHẢO SÁT ARFI TỔN THƯƠNG U ĐẶC Ở GAN

VÀI NHẬN XÉT VỀ TÌNH HÌNH KHẢO SÁT ARFI TỔN THƯƠNG U ĐẶC Ở GAN:

BS NGUYỄN THIỆN HÙNG, Trung tâm Y khoa MEDIC Hoà Hảo, Tp HCM


1. SỐ BÀI CÔNG BỐ CÒN ÍT=

- 5 bài trên u gan các loại  chưa can thiệp

- 1 bài về HCC sau đốt RF

- Số ca từng loại u còn ít, HCC=25 ca, u mạch máu =35 ca, còn lại dưới 15 ca.


2. Ý KIẾN CÒN PHÂN TÁN=

- Chỉ 1 bài có giá trị ngưỡng phân biệt lành với ác tính với tốc độ ARFI=2m/s. 1 bài phân biệt u mạch máu với di căn gan=2,5m/s

- Hầu hết giá trị tốc độ ARFI của các u đặc ở gan có hiện tượng chồng lắp, không thể giúp phân biệt loại u và tính lành ác của u. Heide cho biết giá trị so sánh độ đàn hồi giữa u lành và u ác ở gan có kết quả thống kê yếu (p=0,28). Giá trị ARFI cao nhất ở HCC và thấp nhất ở vùng gan chưa thấm mỡ. Trong 81 trường hợp, giá trị ARFI đều cao ở u lành và u ác tính nên không cho phép phân biệt bằng giá trị độ đàn hồi ARFI (3). Trong khi đó, với 128 u gan (60 lành, 68 ác tính), giá trị VTQ trung bình của u gan ác tính là 3,14 m/s (average value 3,16 ± 0,80 m/s, range 1,17‒4,5 m/s), và lành tính là 1,35 m/s (average value 1,47 ± 0,53 m/s, range 0,74‒3,26 m/s), (P < 0,001). Với giá trị ngưỡng 2,22 m/s, độ nhạy, độ đặc hiệu và độ chính xác lần lượt là 89, 7%, 95,0%, và 92,2% (6).

- Về VTI= ít có mô tả. Có ý kiến cho là u ác tính và lành tính có darker color (cứng hơn) so với nền gan.

Tài liệu tham khảo:

1/ Acoustic Radiation Force Impulse Elastography in Distinguishing Hepatic Haemangiomata from Metastases: Preliminary Observations, G Davies and M Koenen, The British Journal of Radiology, 84 (2011), 939–943.

2/ Acoustic radiation force impulse elastography for the evaluation of focal solid hepatic lesions: preliminary findings, Cho SH, Lee JY, Han JK, Choi BI. Ultrasound Med Biol. 2010 Feb;36(2):202-8. Epub 2009 Dec 16.

3/ Characterization of focal liver lesions (FLL) with acoustic radiation force impulse (ARFI) elastometry, Heide R, Strobel D, Bernatik T, Goertz RS., Ultraschall Med. 2010 Aug;31(4):405-9. Epub 2010 Jul 22.

4/Acoustic radiation force impulse elastography for hepatocellular carcinoma-associated radiofrequency ablation, Hee-Jin Kwon, Myong-Jin Kang, Jin-Han Cho, Jong-Young Oh, Kyung-Jin Nam, Sang-Yeong Han, Sung Wook Lee, World J Gastroenterol 2011 April 14; 17(14): 1874-1878.

5/ Acoustic Radiation Force Impulse (ARFI) ultrasound imaging of solid focal liver lesions, A. Gallotti , M. D’Onofrio , L. Romanini , V. Cantisani , R. Pozzi Mucelli , European Journal of Radiology, Volume 81, Issue 3 , Pages 451-455, March 2012.

6/ Usefulness of Acoustic Radiation Force Impulse Imaging in the Differential Diagnosis of Benign and Malignant Liver Lesions, Tian Shuang-Ming, Zhou Ping, Qian Ying, Chen Li-Rong, Zhang Ping, Academic Radiology,Volume 18, Issue 7 , Pages 810-815, July 2011.

Acoustic Radiation Force Impulse (ARFI) ultrasound imaging of solid focal liver lesions

Acoustic Radiation Force Impulse (ARFI) ultrasound imaging of solid focal liver lesions, A. Gallotti , M. D’Onofrio , L. Romanini , V. Cantisani , R. Pozzi Mucelli , European Journal of Radiology, Volume 81, Issue 3 , Pages 451-455, March 2012.


Received 8 July 2010; received in revised form 17 December 2010; accepted 28 December 2010.

Abstract

Objective

The aim of this paper was to evaluate the application of ARFI ultrasound imaging and its potential value for characterizing focal solid liver lesions.

Materials and methods

In this multicentric prospective study, over a total non-consecutive period of four months, all patients underwent ARFI US examination. Two independent operators performed 5 measurements per each lesion and 2 measurements in the surrounding liver. According to the definitive diagnosis, a mean velocity value and standard deviations were obtained in each type of focal solid lesion, compared by using t-test, and the inter-operator evaluation was performed by using the Student's t-test. A comparison between the total mean values of each type of lesion and the mean value of the parenchyma was performed.

Results

40 lesions were evaluated and a total of 400 measurements were obtained. The lesions were: 6/40 (15%) hepatocellular carcinomas, 7/40 (17.5%) hemangiomas, 5/40 (12.5%) adenomas, 9/40 (22.5%) metastases and 13/40 (32.5%) focal nodular hyperplasias. The total mean values obtained were: 2.17 m/s in HCCs, 2.30 m/s in hemangiomas, 1.25 m/s in adenomas, 2.87 m/s in metastases and 2.75 m/s in FNHs. The inter-operator evaluation resulted non-statistically different (p > 0.05). A significant difference (p < 0.05) was always found by comparing adenomas to the other lesions. 160 measurements were obtained in the surrounding parenchyma, with a no significant difference between values measured in adenomas and in the sounding liver.

    
                                                                      ARFI of HCC

                                                                     ARFI of hemangioma

                                                                 ARFI of metastasis

                                                                  ARFI of FNH

Conclusions

ARFI technology with Virtual Touch tissue quantification could non-invasively provide significant complementary information regarding the tissue stiffness, useful for the differential diagnosis of focal solid liver lesions.

ĐO ĐỘ CỨNG LÁCH ARFI ĐÁNH GIÁ XƠ HÓA GAN

Tóm tắt.
Cao áp TM Cửa và lách to phổ biến ở bệnh nhân bệnh gan mạn tính. Tuy nhiên, có giới hạn nghiên cứu trước đây in vivo trên tương quan giữa độ cứng lách và định giai đoạn xơ hoá gan. Nghiên cứu này nhằm mục đích đánh giá giá trị chẩn đoán của việc đo độ cứng lách (SSM), bằng công nghệ xung lực bức xạ âm (ARFI), nhằm đánh giá xơ hoá gan.
Bệnh nhân viêm gan mạn B hoặc C đủ điều kiện (n = 163) được đo cùng lúc độ cứng gan (liver stiffness measurement, LSM), độ cứng lách SSM và sinh thiết gan qua da. Đường cong đặc trưng ước tính hiệu suất chẩn đoán của SSM, với nhiều mô hình hồi quy đa tuyến tính cho LSM và SSM xác định ý nghĩa của các yếu tố được giải thích.
Kết quả chỉ ra mối tương quan có ý nghĩa giữa LSM và SSM (R^2 = 0,574, P < 0,0001). Sử dụng SSM để phân loại xơ hoá METAVIR (METAVIR F). Dùng SSM để phân loại tính điểm xơ hoá METAVIR, các khu vực dưới đường cong là 0,839 (95% CI: 0,780–0,898) cho METAVIR F1 đối với F2–4, 0,936 (95% CI: 0,898–0,975) cho F1–2 đ/v F3–4 và 0,932 (95% CI: 0,893–0,971) cho F1–3 đ/v F4, tất cả với P < 0,001. Nhiều mô hình hồi quy đa tuyến tính xác định BMI, độ cứng lách, METAVIR F3 và F4, men alanine aminotransferase, tỉ lệ prothrombin INR, sodium và tiểu cầu đếm là các yếu tố quan trọng độc lập có ‎ý nghĩa cho độ cứng gan (R^2 hiệu chỉnh = 0,724, P < 0,001). Giới tính nam, độ cứng gan, METAVIR F2, F3 và F4 cũng giải thích độ cứng lách có ý nghĩa và độc lập ( R^2 hiệu chỉnh = 0,647, P < 0,001).

ARFI độ cứng lách SSM có khả năng là một dự báo đơn độc có ích hoặc phụ trợ cho định giai đoạn xơ hoá gan.

NONTRAUMATIC SHOCKS: THORACIC ULTRASOUND

MicroPure

MicroPure is a unique technology that can assist you in confirming micro calcifications, a potential marker for malignancy in breast tumors.

Toshiba America Medical Systems (Tustin, Calif.) introduced a  new advances for ultrasound imaging of the breast: MicroPure, an algorithm that aids in the detection of microcalcifications,  which enhances imaging of superficial structures and helps identify lesions.


“MicroPure is an adapted filter we put onto the image to burn out bright echoes so we can better visualize calcifications,” Erin Owen, Toshiba senior manager for clinical marketing in ultrasound, explains. “Ultrasound has never been really good at looking at microcalcifications. MicroPure puts a color on it to bring out the brighter echoes.”

MicroPure is available on Aplio 400 and Aplio 500.

Owen says the technique aids in the biopsy of microcalcifications, which can be a time-consuming and laborious process. “Calcifications are often cancerous, but there’s no way to tell without a stereotactic biopsy,” she notes. “The procedure can take up to two hours, and it’s not very pleasant. With MicroPure, we can do an ultrasound-guided biopsy and be done in 15 to 20 minutes.”

Cey Weiss, MD, medical director of the Comprehensive Breast Care Center at Mercy Hospital, Chicago, Ill., has been using MicroPure for close to a year. He notes, “We like to use ultrasound for calcifications because it’s so much easier to go after them on an ultrasound than to have the patient lie on her stomach for two hours. When we have a case that we think is a good candidate for biopsy, we’ll use ultrasound.”