Enkelelement fokuserande ultraljudsgivare

Enelementsfokuserande ultraljudssändare  är enheter som skapar fokuserade ultraljudsstrålar och är gjorda i form av ett enda piezoelektriskt strålande element , vars yta i de flesta fall ges en sfärisk eller cylindrisk form [1] . De mest utbredda är de så kallade sfäriska fokuserande emitterna , som är i form av ett sfäriskt segment i form av en skål, vars diameter är mycket större än ultraljudsvåglängden [1] . I sådana system har vågfronten som konvergerar till fokus en initialt sfärisk form, vilket leder till koncentrationen av ultraljudsenergi i fokalområdet. Diametern på fokalområdet är mycket mindre än sändarens diameter och är jämförbar i storleksordning med ultraljudsvåglängden. På grund av denna funktion överstiger intensiteten av ultraljud vid fokus avsevärt intensiteten vid källans yta. Tillsammans med enelementsstrålare kan fokuserade strålar skapas med flerelementstrålare ( fasade antennuppsättningar ) som är mer komplexa i design och kontroll, som inte beaktas här.

Enkelelementfokuserande ultraljudssändare används mest inom klinisk och experimentell medicin [2] . Vanligtvis överstiger inte intensiteten på ytan av piezokeramiska ultraljudssändare under långvarig drift 10 W / cm 2 , och om sändaren är väl kyld - 20-40 W / cm 2 . Registrera intensitetsvärden som erhålls på ytan av piezoelektriska plattor i läget för kontinuerlig strålning når 300 W/cm 2 [3] . Samtidigt, när man använder moderna fokuseringssystem, inklusive enelementsstrålare, är det inte svårt att få hundratals och tusentals gånger högre ultraljudsintensiteter vid fokus och nå nivåer av storleksordningen tusentals och tiotusentals watt per 1 cm 2 [1] [4] . Detta gör det möjligt att, när man använder vissa parametrar för ultraljudsexponering, orsaka icke-invasivt i kroppens djupa vävnader en mängd olika stimulerande och terapeutiska effekter, samt att skapa förstörelse av en förutbestämd storlek utan att skada omgivande vävnader, vilket är extremt viktigt. för medicin [2] [4] .

Historik

Fokuserande strålare gjorda av kvarts , vars ytor fick en konkav form, föreslogs först i mitten av 1930-talet [5] [1] . 1942 användes en av de första sådana strålarna i experiment på leverprover och när den exponerades för fokuserat ultraljud på djurhjärnstrukturer genom skallen [6] . Sådana sändare var inte bara dyra och svåra att tillverka, utan tillät inte heller att skapa en korrekt vågfront i fas på grund av riktningsberoendet av de piezoelektriska egenskaperna hos kvarts. Eftersom kristallens elektriska axel bildar olika vinklar med normalen vid olika punkter på den sfäriska ytan är den utstrålade energin ojämnt fördelad över dess yta [1] . Därför är det omöjligt att göra en fokuserande emitter med stor ytkrökning av kvarts [7] .

Fokusstrålare för användning inom medicin, tillverkade i slutet av 1950-talet, gjordes på basis av platta kvartsstrålare med fokuseringslinser gjorda av plast [8] [9] [10] . I laboratoriet hos prof. W. Fry ( eng.  W. Fry ), USA, använde en design som bestod av fyra fokuserande sändare, vars relativa läge reglerades så att fokalområdena för alla sändare sammanföll med varandra [9] [11] .

En betydande nackdel med sådana fokuseringssystem är inte bara komplexiteten i designen, utan också det faktum att upp till 40 % av den emitterade akustiska energin absorberas i fokuseringslinsen [9] . Dessutom, på grund av skillnaden i den akustiska impedansen för linsen och fortplantningsmediet, reflekteras en del av vågenergin från gränssnitten och är inte korrekt fokuserad. Överhettning av linserna och, som ett resultat, deras skada är särskilt uttalad vid höga frekvenser och höga ultraljudsintensiteter. Trots dessa brister används fokusering med linser aktivt i moderna fokuseringsanordningar. Således, i ultraljudssensorer som används i medicinsk diagnostik, används cylindriska linser för att ställa in skanningsområdet i form av ett tunt lager [12] [4] . Fokusering med en lins används i en av designerna av den elektromagnetiska chockvågslitotriptern [13] [14] . Med tillkomsten av 3D-utskrift har tillverkningen av akustiska linser blivit enklare och mer användning kan förväntas.

En annan metod för att skapa fokuserade akustiska fält är metoden baserad på reflektion av plana eller sfäriskt divergerande vågor från konkava ytor. Historiskt har denna fokuseringsmetod använts i stor utsträckning vid extrakorporeal chockvågslitotripsi. Så i elektrohydrauliska litotriptrar används en elektrisk urladdning i vatten som en stötvågskälla [13] [14] [15] . För att fokusera denna puls på njurstenen används en metallreflektor, vars yta är gjord i form av en halv-ellipsoid av rotation. En elektrisk urladdning produceras vid ett av ellipsoidfokusen och målet (njursten) placeras vid det andra fokuset. En sfäriskt divergerande kraftfull akustisk puls exciterad av en elektrisk urladdning förvandlas till en fokuserad våg som konvergerar vid ellipsoidens andra fokus [13] [14] . En annan typ av reflektor används i konstruktionen av en "elektromagnetisk" litotripter, där ett cylindriskt membran som pulseras av ett magnetfält skapar en cylindriskt divergerande våg. Denna våg riktas till reflektorn med en profil som bildas av parabelns rotation runt axeln som passerar genom fokus och vinkelrätt mot parabelns axel [16] . Med denna form av den reflekterande ytan konvergerar den cylindriska vågen vid parabelns fokus, som är riktad mot njurstenen; ett liknande tillvägagångssätt används i utformningen av vissa terapeutiska ultraljudsapplikatorer [17] .

Nackdelarna med att använda reflektorer för att fokusera ultraljud är den skrymmande designen och de förluster som är förknippade med icke-ideal reflektion.

De brister som finns i akustiska linser och reflektorer, vars princip faktiskt kopierar klassiska optiska tillvägagångssätt, elimineras till stor del av sfäriska sändare som är specifika för akustik baserade på konkava piezokeramiska plattor, som började användas för medicinska ändamål redan i slutet av 1960-talet [1 ] [18] [19] [20] [7] . Sedan dess har användningen av konkava piezokeramiska plattor som ett strålande element blivit ett vanligt sätt att designa enelementsfokuserande ultraljudsstrålare. Förutom de uppenbara fördelarna i kostnads- och tillverkningsteknik för sådana radiatorer är de mer att föredra, eftersom riktningen för de piezoelektriska axlarna som skapas av polarisering vid varje punkt sammanfaller med riktningen mot krökningscentrum.

Metoder för att beräkna akustiska fält och grundläggande samband

Verken av ett antal utländska forskare [21] [22] [23] ägnas åt teorin om ljudfokuseringssystem . Böckerna av prof. L. D. Rozenberg [1] [24] , såväl som hans elevers verk (I. N. Kanevsky, K. A. Naugolnykh, E. V. Romanenko, M. G. Sirotyuk). De bestämde kriterierna som tillåter ett rationellt val av fokuseringssystem, studerade fokalområdets egenskaper, studerade det akustiska fältets struktur, etc. I monografierna av L. D. Rozenberg [1] [24] och I. N. Kanevsky [ 25] Tillämpningen av fokuserande ultraljudsstrålare inom medicin och fysiologi har diskuterats i ett antal böcker och recensioner [26] [7] [27] .

För att beräkna de akustiska fälten för fokuseringssystem, inklusive sfäriska radiatorer, används ofta en metod baserad på användningen av Rayleigh-integralen [21] . Kärnan i denna metod är att den utstrålande ytan betraktas som en uppsättning elementära sändare av oändligt liten storlek som emitterar divergerande sfäriska vågor. Sedan bestäms det totala komplexa ljudtrycket för sändaren vid varje punkt i fältet som summan av bidragen från varje elementär sändare. I beräkningar representeras Rayleigh-integralen ungefär som summan av bidrag från enskilda element som har en ändlig storlek. Som sådana element väljs oftast små fyrkantiga radiatorer [28] [29] eller element i form av ringar med lika area [30] , i vilka den strålande ytan är uppdelad. Som ett resultat kan den komplexa amplituden för det akustiska trycket hos den fokuserande radiatorn, vars yta harmoniskt oscillerar med en frekvens enligt lagen , hittas enligt uttrycket [29] :

var  är den imaginära enheten,  är vävnadens densitet,  är ljudets hastighet i vävnaden,  är vågtalet,  är den komplexa amplituden för den normala komponenten av vibrationshastigheten på ytan av den i:te elementära radiatorn,  är arean av denna radiator,  är dämpningskoefficienten i vävnaden och  är avståndet från mitten av den elementära radiatorn till den punkt där marginalen beräknas.

I vissa fall kan Rayleigh-integralen användas som en analytisk metod för att beräkna sändarens akustiska fält. En sådan analys kan till exempel utföras för en praktiskt taget viktig sändare, som till formen är en del av en sfärisk skål som jämnt oscillerar över tjockleken [1] . De huvudsakliga geometriska egenskaperna i det här fallet är bländarradien och brännvidden , såväl som skålens djup och halva öppningsvinkeln som beror på dem . För en sådan källa ger Rayleigh-integralen ett exakt uttryck för den komplexa amplituden av det akustiska trycket längs symmetriaxeln [21] :

var  är den tvärgående koordinaten mätt från axeln,  är avståndet längs axeln från radiatorns centrum,  är den karakteristiska amplituden för vågen vid källan,  är amplituden för radiatorytans vibrationshastighet,  är avståndet från observationspunkten till radiatorns kant. Av detta följer i synnerhet uttrycket för förstärkningsfaktorn , där  är amplituden för vågen i fokus.

Studier av de akustiska fälten för fokuserande sändare visar att en nästan plan våg passerar genom fokalområdet inom huvuddiffraktionsmaximum vid små vinklar . Vid beräkning av ljudfältets intensitet i fokalområdet används därför vanligtvis förhållandet för en plan våg [1] [31] : . Från ovanstående uttryck för tryckamplituden följer följande ungefärliga uttryck för det axiella beroendet av vågintensiteten i fokalområdet:

där ,  är intensiteten vid fokus, och  är den karakteristiska intensiteten vid emitterytan. Dessutom, i fokalplanet , med en bra approximation, uttrycks också den tvärgående intensitetsprofilen

var  är Bessel-funktionen för den första typen av första ordningen. En sådan tvärgående intensitetsfördelning, som har formen av en cirkulär fläck med diffraktionsringar som omger den, är inom optiken känd som Airy disk .

Den maximala intensiteten i mitten av fokalområdet vid inte särskilt stora vinklar ( <45°) kan uttryckas i termer av förhållandet mellan källområdet och brännområdets tvärsnittsarea [1]

Faktorn 3,7 indikerar att intensiteten i mitten av fokalområdet är större än medelintensiteten över hela fokalplanet, och tar även hänsyn till att endast 84 % av den fokuserade energin passerar genom brännpunkten, och 16 % faller till andelen sekundära maxima [1] . Vid inte för små öppningsvinklar bör man ta hänsyn till att förstärkningsfaktorn för vibrationshastighet skiljer sig något från förstärkningsfaktorn för tryck:

på grund av vilken intensitetsförstärkningen också skiljer sig från :

Från de erhållna formlerna för intensitetsfördelningen följer viktiga enkla samband för fokalområdets dimensioner: fokalområdets radie och dess längd , där  är ultraljudsvåglängden. Båda dessa parametrar bestäms från intensitetsnollorna närmast fokus. Som ett exempel, för en radiator med en resonansfrekvens på 1 MHz, med en radie och brännvidd på 42,5 respektive 70 mm och en öppningsvinkel på =75°, är brännviddens diameter och längd 3 och 15 mm, respektive, och tryck- och intensitetsvinsterna är =60 respektive =3255 [7] .

De enkla relationerna som skrivs ovan gör det möjligt att bestämma dimensionerna för fokalområdet och vinsterna hos enelementsfokuserande strålare med en noggrannhet som är acceptabel för praktiska ändamål. I de flesta medicinska tillämpningar av fokuserat ultraljud, när det används för att aktivt påverka miljön, används sändare, där diametern är ungefär lika med krökningsradien för den emitterande ytan, det vill säga vinkeln är ungefär 30 ° . I detta fall är längden på fokalområdet ungefär 5-6 gånger större än dess diameter. Om vinkeln är mindre minskar förhållandet mellan fokalområdets diameter och dess längd och förvärrar därigenom den lokala påverkan på det bestrålade objektet [7] .

När man använder källor med stora vågstorlekar uppstår frågan om tillämpligheten av Rayleigh-integralen för att beräkna de fält som genereras av fokuserande radiatorer. Ett annat problem är relaterat till rollen av antagandet om den likformiga fördelningen av vibrationshastigheten på ytan av de fokuserande radiatorerna, eftersom detta villkor nästan aldrig är uppfyllt när riktiga radiatorer gjorda av piezokeramer används. En serie artiklar [32] [33] [34] [35] [36] ägnas åt studier av dessa frågor . Kortfattat kan resultaten av dessa studier formuleras enligt följande [36] . Det akustiska fältet för konkava piezokeramiska källor med stora vågstorlekar förutsägs felaktigt av en allmänt använd teoretisk modell baserad på antagandet om en enhetlig hastighetsfördelning av den utstrålande ytan. Det främsta skälet till denna diskrepans mellan teori och experiment är den inhomogena karaktären av oscillationshastigheten hos emitterytan på grund av utseendet av lammvågor vid kanten av piezoplatan . De fortplantar sig från kanten till mitten av plattan och leder till en förändring i oscillationshastighetsamplituden med mer än 10 % (ibland mycket mer) jämfört med amplituden för tjockleksläget för piezoplatoscillationerna. Dessa fel saknas i fallet med piezokompositkällor.

Icke desto mindre gör Rayleigh-integralen, trots sin ungefärliga karaktär i fallet med en icke-plan strålande yta, det möjligt att med hög noggrannhet förutsäga strålningen från en konkav källa med stora vågstorlekar och kan därför användas för att beräkna fälten av fokuskällor vid måttliga fokusvinklar. Värdet på diffraktionskorrigeringen till Rayleigh-integralen kan beräknas på basis av en utvecklad numerisk algoritm [34] [35] .

Svårare för teoretisk analys är fallet när den fokuserade vågen har en så hög intensitet att effekterna av akustisk olinjäritet också börjar uppträda. Icke-linjära lägen är typiska för många moderna tillämpningar av fokuserat ultraljud i terapi. Den linjära förstärkningsfaktorn för akustiskt tryck som nämns ovan kan nå flera tiotal eller mer, vilket leder till att i vissa system av ultraljudskirurgi och litotripsi når det maximala akustiska trycket vid fokus flera tiotals MPa, och intensiteten når nivåer upp till 10000-30000 W/cm 2 [37] [38] . Vid så höga intensitetsnivåer börjar den akustiska vågen förändra mediets egenskaper och fortplantar sig därför annorlunda än vågor med låg amplitud. I synnerhet börjar den ursprungliga sinusformade profilen att förvrängas, och på ett visst avstånd kan vågen till och med bli chock [39] [40] [41] . I spektralspråk innebär en sådan distorsion generering av högfrekventa övertoner, som å ena sidan absorberas mer intensivt och å andra sidan är bättre fokuserade. På grund av detta, med en ökning av vågamplituden vid källan, ökar först intensitetsförstärkningen och börjar sedan minska. Med en ytterligare ökning av vågamplituden vid källan upphör intensiteten vid fokus att öka, det vill säga mättnad inträffar. Topptrycksmättnadsnivån kan ungefärligen uttryckas analytiskt och har storleksordningen , där  är den akustiska olinjäritetsparametern för mediet [41] . Den specifika bedömningen av mättnadsnivån är något annorlunda när det gäller impulsiva och harmoniska källor [42] [43] . En mer exakt analys, som gör det möjligt att förfina de analytiska uppskattningarna och beskriva alla fokuseringsegenskaper (vågformsförvrängning, uppkomsten av stötfronter, skillnaden i förstärkningar för positiva och negativa topptryck, etc.), kan utföras med numerisk simulering [44] .

Konstruktioner

Låt oss ge en beskrivning av designen av sfäriska fokuserande sändare som utvecklades på 1970-80-talet. vid det akustiska institutet för vetenskapsakademien i USSR (AKIN) för användning inom medicin och fysiologi [7] [27] . Som samlad erfarenhet har visat är den väsentliga och ibland avgörande betydelsen för medicinska tillämpningar av fokuserat ultraljud användningen av sändare (och generatorer som matar dem) med minsta möjliga dimensioner och vikt i varje specifikt fall. Dessa faktorer spelar en särskilt viktig roll i den kliniska användningen av fokuserande sändare.

Som ett utstrålande element av fokusomvandlare användes som regel piezokeramiska plattor, som var en del av ett sfäriskt skal i form. Korta tekniska egenskaper hos typiska fokuserande radiatorer baserade på konkava piezokeramiska plattor är följande: plattdiameter 20-85 mm; brännvidd 15-70 mm; vinkel 20-36°; resonansfrekvens i intervallet 0,5-3 MHz; plåttjocklek 0,8-4 mm, beroende på frekvensen; plattarea 3-55 cm 2 ; diametern på fokalområdet är 1-6 mm, och dess längd är 5-23 mm, beroende på frekvensen. Den maximala akustiska effekten på en platta med en diameter på 85 mm var 120 W i kontinuerligt läge och 800 W i pulsläge. Vikten på strålarna varierade från 150 till 400 g, vilket gjorde det möjligt att använda en mikromanipulator av en standard stereotaxisk apparat för deras kontrollerade rörelse i tre ömsesidigt vinkelräta riktningar [7] [27] . Utbytbara koner i olika höjder sattes på radiatorernas kropp, en tunn ljudtransparent polyetenfilm sträcktes över vars utlopp. En löstagbar fokuspekare tillhandahölls, vars spets var i linje med mitten av fokusområdet. Den inre volymen av könen mellan den piezokeramiska plattan och filmen fylldes med avgasat vatten.

I de flesta sändare var avståndet mellan konsnittet och mitten av fokalområdet konstant och bestämdes av experimentets betingelser. I ett antal utformningar av fokuserande radiatorer kan detta avstånd ändras inom de erforderliga gränserna med hjälp av en mekanisk anordning monterad i kylarhuset och flytta den piezokeramiska plattan i förhållande till konens utlopp [7] [27] .

I de fall då det krävdes sändare med stor aktiv yta, som var svåra att tillverka från en enda piezokeramisk platta, sk. "mosaik"-sändare, som är en uppsättning av enstaka element limmade på ett metall (till exempel aluminium) halvvågsskal i form av en sfär [1] [7] .

Fram till mitten av 1990-talet. som materialet från vilket de aktiva delarna av fokuserande radiatorer är gjorda, användes olika modifieringar av piezokeramer som fungerar bra för strålning (till exempel blyzirkonat-titanat , etc.). Men betydande fördelar med att använda piezokompositmaterial för detta ändamål visades sedan [45] [33] [46] [47] [48] . Så, ett allmänt använt kompositmaterial med en typ av anslutning 1-3 består av små stavar av blyzirkonat-titanat, belägna i en polymer med låg densitet. Volymkoncentrationen av piezokeramer är från 20 till 70 % [49] , och den akustiska impedansen är ungefär samma andel av bly zirkonat-titanat-impedansen. Man tror att detta material kommer att bli dominerande i utvecklingen av medicinska givare under 2000-talet [50] Bland dess fördelar finns inte bara reducerad impedans, vilket möjliggör bättre matchning med vävnad, utan också relativt svaga materialvibrationer i tvärriktningen.

Här är parametrarna för extrakorporeala (det vill säga installerade utanför människo- eller djurkroppen) fokuserande sändare som används i olika utländska forskningscentra som är involverade i användningen av fokuserat ultraljud inom medicin. Vid Institute of Cancer Research, Royal Marsden Hospital, Sutton, UK Institute of Cancer ResearchRoyal Marsden Hospital, Storbritannien (Prof. G. ter Haar et al.) är den mest använda prototypen för fokuserande emitter för klinisk användning [51] . Emittern är gjord på basis av piezoelektrisk keramik med en grundfrekvens på 0,57 MHz; arbete utförs vid den tredje övertonen, det vill säga vid en frekvens på 1,7 MHz. Brännvidden är 150 mm; den totala diametern är 100 mm, och den aktiva delen av plattan är 84 mm. Dimensionerna för fokalområdet vid nivån av hälften av den maximala intensiteten vid fokus är följande: längd 19 mm, diameter 1,64 mm.

En grupp franska forskare ( INSERM, Lyon, Frankrike ; Prof. Catignolle, Dr. Chaplon et al.) använder en mängd olika sfäriska radiatorer, i synnerhet radiatorer med en radie på 100 mm, en öppning på 100 mm, en frekvens på cirka 1 MHz, tillverkad både av piezokeramik ( P1-60, Quartz et Silice, Nemours, Frankrike ) och piezokomposit 1-3 ( Imasonic Besancon, Frankrike ) [33] .

I Therapeutic Ultrasound Lab vid Harvard Medical School , Brigham and Women's Hospital , Boston, Boston, USA, används också olika sfäriska strålare, särskilt med en diameter på 100 mm, en brännvidd på 80 eller 100 mm och en frekvens på 1,5 MHz, utformade för att förstöra cancertumörer under MRT -kontroll [30] .

I laboratoriet hos prof. Ch. Kane University of Michigan , USA använde en fokuseringssändare med en diameter på 63,5 mm och med samma brännvidd och med ett hål för en diagnostisk sensor med en diameter på 13 mm [52] . Ultraljudsfrekvensen var 1,44 MHz och den maximala elektriska effekten vid en matchad belastning var 120 W, vilket gjorde det möjligt att uppnå en toppintensitet i fokalområdet lika med 2000 W/ cm2 .

Under det senaste decenniet har fokuseringssystem utvecklade i Kina av HAIFU Technology Company, Chongqing University of Medical Sciences använts i stor utsträckning vid ultraljudskirurgi med fokuserat ultraljud., Chongqing, Kina. De tekniska egenskaperna hos dessa system baserade på en enkelelementsgivare är följande: frekvens från 0,8 till 2,4 MHz, bländare 12-15 cm, brännvidd varierar från 9 till 15 cm genom användning av sex utbytbara aluminiumlinser, toppintensitet vid fokus , mätt i vatten under förhållanden med fritt fält från 5 till 15 kW/cm2 [ 53] . I mitten av emittern fanns ett hål för att placera en diagnostisk givare för att visualisera tumörer och övervaka den kirurgiska operationen i realtid.

Tillsammans med extrakorporeala strålare har intrakavitära fokuseringssystem avsedda för kirurgisk behandling av prostata också funnit klinisk tillämpning. Ultraljudsmetoden för detta ändamål är baserad på användningen av en transrektalt införd fokuseringsgivare med ett element med en fast brännvidd, mekaniskt förflyttad parallellt med rektalväggen. Den största framgången i utvecklingen och den kliniska användningen av denna metod har nu uppnåtts av två forskargrupper - i USA och Frankrike. Den första av dem ( Focal Surgery Inc., Milpitas, Kalifornien, USA ) utvecklade Sonablate- anordningen [54] för destruktion av prostatavävnad med hjälp av flera utbytbara, mekaniskt flyttade upp till 45 mm, enelementsstrålare med en frekvens på 4 MHz och med olika brännvidder (30, 35 och 40 mm). Den andra gruppen ( TechnoMed, Frankrike ) skapade Ablatherm- enheten , där en fokuserande radiator med ett element med en diameter på 35 mm hade en brännvidd på 35 mm och exciterades med en frekvens på 2,25 MHz [55] .

I medicinska tillämpningar av fokuserat ultraljud har konstruktioner av fokuserande sändare med ett hål på axeln blivit alltmer använda för att installera enhetens sensor för ultraljudsavbildning av mediet i den. Konsekvensen av detta är en minskning av den maximala intensiteten vid fokus, såväl som en viss avsmalning av områdets bredd i nivå med hälften av den maximala intensiteten och en förlängning av samma område i den akustiska axelns riktning. Dessa frågor diskuteras på en kvantitativ nivå, till exempel i [23] [56] .

Applikationer

Det huvudsakliga användningsområdet för fokuserande ultraljudssändare är medicin. Hundratals artiklar och flera böcker har ägnats åt de medicinska tillämpningarna av fokuserat ultraljud [4] [2] [7] [13] [27] , se även High Intensity Focused Ultrasound in Medicine .

Även om högintensivt ultraljud används mycket flitigt inom industrin, främst för ultraljudsrengöring [57] [58] [59] , används fokuseringsradiatorer sällan inom industrin, förmodligen för att det i detta fall sällan är nödvändigt att lokalt påverka en liten volym, i förväg visst område av miljön. Emellertid har fokuseringssändare hittat användbara applikationer för att spruta vätskor, befukta luften och skapa aerosoler [59] [60] . Fokuserande ultraljudssändare med mycket lägre intensitet används i ljudseende, medicinsk diagnostik och oförstörande ultraljudstestning av material [12] för att öka ljudtrycket och förbättra tvärupplösningen.

Fördelar och nackdelar

En väsentlig fördel med enelementsfokuserande givare med en yta i form av en del av ett sfäriskt skal är den relativa enkelheten i deras konstruktion, tillverkning och praktiska användning. En betydande nackdel med sådana fokuseringssystem är emellertid deras fasta brännvidd. Eftersom volymen av emitterns fokalområde vanligtvis är mycket mindre än volymen av mediet som krävs för att påverkas, måste organ tillhandahållas för bekväm mekanisk rörelse av emittern i förhållande till föremålet. För detta ändamål kan moderna automatiserade mekaniska system (positionerare) användas. Men även här finns det svårigheter. Om storleken på området för ultraljudspåverkan är tillräckligt stor, är användningen av radiatorer med en fast brännvidd inte alltid det bästa valet, även om automatiserade mekaniska system används för att flytta dem. Betydligt bredare möjligheter här har naturligtvis ultraljudsfasade arrayer [2] .

Anteckningar

  1. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 Rosenberg, L. D. Fokuserande ultraljudssändare // I boken: Physics and Technology of Powerful Ultrasound / Ed. L. D. Rozenberg. Bok. 1. Källor till kraftfullt ultraljud. - M .: Nauka, 1967. - C. 149-206.
  2. ↑ 1 2 3 4 Gavrilov, L.R. Fokuserat högintensivt ultraljud inom medicin. - M.: Fazis, 2013. -656 sid. — ISBN 978-5-7036-0131-2
  3. ↑ Burov, A. K. Erhålla hög intensitet av ultraljud i en vätska // Akustisk journal. - 1958. - V. 4, nr 4. - S. 315-320.
  4. ↑ 1 2 3 4 Ultraljud i medicin. Fysiska grunder för tillämpningen Ed. K. Hill, J. Bamber, G. ter Haar. Per från engelska. ed. L.R. Gavrilova, V.A. Khokhlova, O.A. Sapozhnikova. — M.: Fizmatlit, 2008, 544 s., s.67.
  5. ↑ Greutzmacher, J. Piezoelektrishe Kristall mit Ultrashall konvergenz // Zh. Phys. −1935. - V. 96. - 342.
  6. ↑ Lynn, YG, Zwemer, RL, Chick, AJ, Miller, AE En ny metod för generering och användning av fokuserat ultraljud i experimentell biologi // Journ. Gener. physiol. - 1942. -V. 26. - S. 179-193.
  7. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Gavrilov, L. R., Tsirulnikov, E. M. Fokuserat ultraljud i fysiologi och medicin. - L .: Nauka, 1980. - 199 sid.
  8. ↑ Fry, FJ Precision högintensitetsfokuserande ultraljudsmaskiner för kirurgi // Amer. J Phys. Med. - 1958. - V. 37, nr 3. - S. 152-156.
  9. ↑ 1 2 3 Aström, K. E., Bell, E., Ballantine, N. T., Heidensleben, E. En experimentell neuropatologisk studie av effekterna av högfrekvent fokuserat ultraljud på hjärnan hos katten // J. neuropathol. Exp. Neurol. - 1961. - V. 20, nr 4. - P. 484-520.
  10. ↑ Lele, PP Produktion av djupa fokala lesioner genom fokuserat ultraljud - aktuell status // Ultraljud. - 1967. - V. 5. - S. 105-112.
  11. ↑ Fry, FJ, Ades, HW, Fry WJ Produktion av reversibla förändringar i centrala nervsystemet med ultraljud // Vetenskap. - 1958. - V. 127, nr 3289. - S. 83-84.
  12. ↑ 1 2 Szabo, TL Diagnostisk ultraljudsavbildning: inifrån och ut. 2:a upplagan. — Oxford, Storbritannien, Academic Press (Elsevier), 2014. — s. 130.
  13. ↑ 1 2 3 4 Bailey, M. R., Khokhlova, V. A., Sapozhnikov, O. A., Kargl, S. G., Cram L. A. Fysiska mekanismer för effekten av terapeutiskt ultraljud på biologisk vävnad (Review) / / "Acoustic Journal" - 2003. - T. , nr 4. - C. 437-464.
  14. ↑ 1 2 3 Leighton, TG, Cleveland, RO Litotripsy // Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of Engineering in Medicine. −2010. -V. 224, nr 2. - P. 317-342.
  15. ↑ Naugolnykh, K. A., Roy, N. A. Elektriska urladdningar i vatten. — M.: Nauka. - 1971. - 155 sid.
  16. ↑ Rassweiler, J., Henkel, TO, Kohrmann, KU, Potempa, D., Junemann, KP, Alken, P. Lithotripter technology: present and future // Journal of Endourology. - 1992. - V. 6, nr 1. -P. 1-13.
  17. ↑ Sinelnikov, E. D., Field, T., Sapozhnikov, O. A. Mönster för bildandet av en termisk destruktionszon vid behandling av förmaksflimmer med ultraljudsablation av kateter // Acoustic Journal. - 2009. - T. 55, nr 4-5. - S. 641-652.
  18. ↑ Warwick, R., Pond, J. Spårlösa lesioner i nervvävnader producerade av högintensivt fokuserat ultraljud (högfrekventa mekaniska vågor) // J. Anat. - 1968. - V. 102, nr 3. - P. 387-405.
  19. ↑ Fry, FJ, Heimburger, RF, Gibbons, LV, Eggleton RC Ultraljud för visualisering och modifiering av hjärnvävnad // IEEE Trans. på Sonics och Ultrasonics. - 1970. - V. SU-17, nr 3. - P. 165-169.
  20. ↑ Avirom, V. M., Adrianov, O. S., Vykhodtseva, N. I., Gavrilov, L. R., Mering, T. A., Sirotyuk, M. G. Förstörelse av djupa hjärnstrukturer med fokuserat ultraljud // Journal. högre nervös aktivitet - 1971. - V. 21, nr 5. - S. 1110-1113.
  21. ↑ 1 2 3 O'Neil, H. T. Theory of focusing radiatorer // J. Acoust. soc. Am. - 1949. -V. 21, nr 5. - P. 516-526.
  22. ↑ Kossoff, G. Analys av fokuseringsverkan av sfäriskt krökta givare // Ultrasound in Med. och Biol. - 1979. - V. 5, nr 4. - P. 359-365.
  23. ↑ 1 2 Clarke, RL Modifiering av intensitetsfördelning från ultraljudskällor med stor öppning // Ultrasound in Med. och Biol. - 1995. - V. 21, nr 3. - P. 353-363
  24. ↑ 1 2 Rosenberg, L. D. Ljudfokuseringssystem. — M.: AN SSSR, 1949. — 112 sid.
  25. ↑ Kanevsky, I. N. Fokusering av ljud och ultraljudsvågor. — M.: Nauka, 1977. — 336 sid.
  26. ↑ Fry, FJ Intensivt fokuserat ultraljud: dess produktion, effekter och användning // I: Ultraljud: dess tillämpningar inom medicin och biologi / FJ Fry ed. New York: Elsevier, 1978. Pt. 2. - P. 689-736.
  27. ↑ 1 2 3 4 5 Vartanyan, I. A., Gavrilov, L. R., Gershuni, G. V., Rosenblum, A. S., Tsirulnikov, E. M. Sensory perception. Forskningserfarenhet med fokuserat ultraljud. - L .: Nauka, 1985. - 189 sid.
  28. ↑ Ocheltree, K., Frizzell, L. Ljudfältsberäkningar för rektangulära källor // IEEE Trans. ultrason. Ferroelektrisk. frekv. Ctrl. - 1989. - V. 36, nr 2. - P. 242-248.
  29. ↑ 1 2 Goss SA, Frizell LA, Kouzmanoff JT, Barich JM, Yang JM Sparse random ultrasound phased array for focal surgery // IEEE Trans. ultras. Ferroelektrisk. frekv. Ctrl. 1996. V. 43. Nr 6. P. 1111-1121.
  30. ↑ 1 2 Cline, HE, Hynynen, K., Watkins, RD, Adams, WJ, Schenck, JF, Ettinger, RH, Freund, WR, Vetro, JP, Jolesz, FA Fokuserat amerikanskt system för MR-avbildningsstyrd tumörablation / / Radiologi. - 1995. - V. 194, nr 3. - P. 731-737.
  31. ↑ Bergmann, L. Der Ultraschall und seine Anwendung in Wissenschaft und Technik / Zürich, 1954. (Översatt till ryska: Bergman L. Ultrasound and its application in science and technology / M .: IL. 1956. - 726 s.)
  32. ↑ Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Zhang, J. Lammvågor i piezoelektriskt fokuserad radiator som en orsak till diskrepans mellan O'Neils formel och experiment // J. Acoust. soc. Am. - 1997. - V. 101, nr 3. - P. 1286-1297.
  33. ↑ 1 2 3 Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Theillere, Y. Jämförelse av akustiska fält utstrålade från piezokeramisk och piezokomposit fokuserad radiator // J. Acoust. soc. Am. - 1999. - V. 105, nr 5. - P. 2612-2617.
  34. ↑ 1 2 Katignol, D., Sapozhnikov, O. A. Om tillämpligheten av Rayleigh-integralen för beräkning av fältet för en konkav fokuserande radiator // Acoustic Journal - 1999. - V. 45, nr 6. - P. 816- 824.
  35. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A., Sinilo, T. V. Akustiskt fält av en konkav strålande yta med hänsyn till diffraktion på den // Akustisk journal. - 2002. - T. 48, nr 6. - S. 813-821.
  36. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A. Kraftfulla ultraljudsstrålar: diagnostik av källor, självverkan av stötvågor och påverkan på mediet under litotripsi. Dis.: Dr. Phys.-Matte. n. - M. 2008. -296 sid.
  37. ↑ Wu, F., Wang, ZB, Chen, WZ, Zou, JZ, Bai, J., Zhu, H., Li, KQ, Xie, FL, Jin, CB, Su, HB och Gao, GW Extracorporeal fokuserad ultraljudskirurgi för behandling av humana solida karcinom: tidig kinesisk klinisk erfarenhet // Ultrasound Med. Biol. - 2004.-V. 30, nr 2. -P. 245-260.
  38. ↑ Kreider, W., Yuldashev, PV, Sapozhnikov, OA, Farr, N., Partanen, A., Bailey, MR, Khokhlova, VA Karakterisering av ett kliniskt HIFU-system med flera element som använder akustisk holografi och icke-linjär modellering // IEEE Transactions om ultraljud, ferroelektrik och frekvenskontroll. −2013. -V. 60, nr 8. - P. 1683-1698.
  39. ↑ Zarembo, L. K., Krasilnikov, V. A. Introduktion till olinjär akustik (ljud- och ultraljudsvågor med hög intensitet). - M .: Nauka, 1966, - 519 sid.
  40. ↑ Rudenko, O. V., Soluyan, S. I. Teoretiska grunder för icke-linjär akustik. — M.: Nauka, 1975. — 287 sid.
  41. ↑ 1 2 Sapozhnikov, OA Högintensiva ultraljudsvågor i vätskor: Icke-linjär utbredning och effekter. / I: Power Ultrasonics. Tillämpningar av högintensivt ultraljud, red. av Gallego-Juarez, JA och Graff, KF Kapitel II. Woodhead Publishing Series in Electronic and Optical Materials, nr 66. - Cambridge: Elsevier, 2015. - S. 9-35.
  42. ↑ Bacon, DR Finit amplituddistorsion av de pulsade fälten som används i diagnostiskt ultraljud // Ultrasound Med. Biol. −1984. - V. 10, nr 2. -P. 189-195.
  43. ↑ Rudenko, O. V., Sapozhnikov, O. A. Självverkansfenomen av vågstrålar som innehåller stötfronter // Uspekhi fizicheskikh nauk. - 2004. - T. 174, nr 9. -S. 973-989.
  44. ↑ Karzova, M. M., Averyanov, M. V., Sapozhnikov, O. A., Khokhlova, V. A. Mekanismer för mättnad av olinjära pulsade och periodiska signaler i fokuserade akustiska strålar // Acoustic Journal. - 2012. -T. 58, nr 1. - S. 93-102.
  45. ↑ Kluiwstra, JU, McGough, RJ, Cain, CA Terapeutiska ultraljudsfasade arrayer: praktiska överväganden och designstrategier // IEEE Ultrason. Symp. Proc. - 1996. - P. 1277-1280.
  46. ↑ Chapelon, JY, Cathignol, D., Cain, C., Ebbini, E., Kluiwstra, JU, Sapozhnikov, OA, Fleury, G., Berriet, R., Chupin, L., Guey, JL Nya piezoelektriska givare för terapeutiskt ultraljud // Ultrasound in Med. & biol. - 2000. - V. 26, nr 1. - P. 153-159.
  47. ↑ Fleury, G., Berriet, R., Le Baron, O., Huguenin, B. Nya piezokomposittransduktorer för terapeutiskt ultraljud / 2nd International Symposium on Therapeutic Ultrasound. Seattle - 31/07 - 02/08/2002.
  48. ↑ Cathignol, D. Piezoelektriska källor med hög intensitet för medicinska tillämpningar: tekniska aspekter // I icke-linjär akustik i början av det 21:a århundradet / Ed. av Rudenko OV och Sapozhnikov OA (Proc. of 16th ISNA, Moscow, 2002). - 2002. - V. 1. - R. 371-378.
  49. ↑ Shung, KK, Zipparo, M. Ultraljudsgivare och matriser // IEEE Engineering in Med. och Biol. — 1996. Nov/Dec. — S. 20-30.
  50. ↑ Foster, F.S. Givarmaterial och sondkonstruktion // Ultrasound in Med. och Biol. 2000. - V. 26, Suppl. 1. - P. S2-S5.
  51. ↑ Rivens, IH, Clarke, RL, ter Haar, GR Design av fokuserade ultraljudskirurgitransduktorer // IEEE Trans. ultrason. Ferroelektrisk. frekv. Ctrl. - 1996. - V.43, nr 6. - P. 1023-1031.
  52. ↑ Kluiwstra, J.-UA, Tokano, T., Davis, J., Strickberger, SA, Cain, CA Realtidsbildstyrt högintensivt fokuserat ultraljud för myokardablation: In vivo-studie / In Proc. IEEE Ultrason. Symp. - 1997. - P. 1327-1330.
  53. ↑ Kennedy, JE, Wu, F., ter Haar, GR, Gleeson, FV, Phillips, RR, Middleton, MR, Cranston, D. Högintensivt fokuserat ultraljud för behandling av levertumörer // Ultraljud. - 2004. - V. 42, nr 1-9. - s. 931-935.
  54. ↑ Foster, RS, Bihrle, R., Sanghvi, NT, Fry, FJ, Donohue, JP Högintensivt fokuserat ultraljud vid behandling av prostatasjukdom // Eur. Urol. - 1993. - V. 23, Suppl. 1. - S. 29-33.
  55. ↑ Gelet, A., Chapelon, JY, Margomari, J., Theillere, Y., Gorry, F., Souchon, R., Bouvier, R. Högintensivt fokuserat ultraljudsexperiment på human benign prostatahypertrofi // Eur. Urol. - 1993. - V. 23, Suppl. 1. - S. 44-47.
  56. ↑ Beissner, K. Några grundläggande relationer för ultraljudsfält från cirkulära givare med ett centralt hål // J. Acoust. soc. Am. - 2012. - V. 131, nr 1. - P. 620-627.
  57. ↑ Fysik och teknik för ultraljud med hög effekt / Ed. L. D. Rozenberg. Bok. 3. Fysiska grunder för ultraljudsteknik. — M.: Nauka, 1970. — 682 sid.
  58. ↑ Harvey, G., Gachagan, A., Mutasa, T. Genomgång av ultraljud med hög effekt - industriella tillämpningar och mätmetoder // IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. - 2014. - V. 61, nr 3. - P. 481-495.
  59. ↑ 12 Power Ultrasonics . Tillämpningar av högintensivt ultraljud, red. av Gallego-Juarez, JA och Graff, KF Cambridge: Elsevier, Woodhead Publishing. - 2015. - 1167 s., ISBN 978-1-78242-028-6
  60. ↑ Akopyan, V. B., Ershov, Yu. A. Grunderna i interaktionen mellan ultraljud och biologiska objekt / M .: MSTU im. N. E. Bauman, 2005. - 223 sid.

Litteratur

Se även

Länkar