Yksielementtiset tarkentavat ultraäänianturit

Yksielementtiset fokusoivat ultraäänisäteilijät  ovat laitteita, jotka luovat fokusoituja ultraäänisäteitä ja jotka on valmistettu yhdestä pietsosähköisestä säteilevästä elementistä , jonka pinta on useimmissa tapauksissa pallomainen tai sylinterimäinen [1] . Yleisimpiä ovat ns. pallomaiset fokusointisäteilijät, jotka ovat pallomaisen segmentin muodossa maljan muodossa, jonka halkaisija on paljon suurempi kuin ultraäänen aallonpituus [1] . Tällaisissa järjestelmissä aaltorintama konvergoi fokusoitumaansillä on alun perin pallomainen muoto, mikä johtaa ultraäänienergian keskittymiseen fokusalueelle. Polttoalueen halkaisija on paljon pienempi kuin emitterin halkaisija ja on suuruusjärjestyksessä verrattavissa ultraäänen aallonpituuteen. Tästä ominaisuudesta johtuen ultraäänen intensiteetti fokuskohdassa ylittää merkittävästi intensiteetin lähdepinnalla. Yksielementtisten säteilijöiden ohella fokusoituja säteitä voidaan luoda monielementtisäteilijöillä ( vaiheistetuilla antenniryhmillä ), jotka ovat suunnittelultaan ja ohjaukseltaan monimutkaisempia, joita ei käsitellä tässä.

Yksielementtisiä fokusoivia ultraäänisäteilijöitä käytetään laajimmin kliinisessä ja kokeellisessa lääketieteessä [2] . Yleensä pietsokeraamisten ultraäänisäteilijöiden pinnalla oleva intensiteetti ei pitkäaikaisen käytön aikana ylitä 10 W / cm 2 ja jos emitteri on hyvin jäähdytetty - 20-40 W / cm 2 . Pietsosähköisten levyjen pinnalta saadut ennätysintensiteettiarvot jatkuvassa säteilyssä saavuttavat 300 W/cm 2 [3] . Samaan aikaan, kun käytetään nykyaikaisia ​​tarkennusjärjestelmiä, mukaan lukien yksielementtiset emitterit, ei ole vaikeaa saavuttaa satoja ja tuhansia kertoja korkeampia ultraääniintensiteettejä tarkennuksessa ja saavuttaa tuhansien ja kymmenien tuhansien wattien luokkaa per 1 cm 2 [1] [4] . Tämä mahdollistaa tiettyjä ultraäänialtistuksen parametreja käytettäessä aiheuttaa ei-invasiivisesti kehon syvissä kudoksissa erilaisia ​​stimuloivia ja terapeuttisia vaikutuksia sekä luoda ennalta määrätyn kokoinen tuho vahingoittamatta ympäröiviä kudoksia, mikä on erittäin tärkeää. lääketieteeseen [2] [4] .

Historia

Kvartsista valmistettuja fokusoivia emittereitä , joiden pinnat saivat koveran muodon, ehdotettiin ensimmäisen kerran 1930-luvun puolivälissä [5] [1] . Vuonna 1942 yhtä ensimmäisistä tällaisista säteilijöistä käytettiin kokeissa maksanäytteillä ja kohdistetulla ultraäänellä eläinten aivojen rakenteissa kallon kautta [6] . Tällaiset emitterit eivät olleet pelkästään kalliita ja vaikeita valmistaa, mutta ne eivät myöskään mahdollistaneet oikean vaiheen aaltorintaman luomista kvartsin pietsosähköisten ominaisuuksien suuntariippuvuuden vuoksi. Koska kiteen sähköakseli muodostaa eri kulmia normaalin kanssa pallomaisen pinnan eri kohdissa, säteilevä energia jakautuu epätasaisesti sen pinnalle [1] . Siksi kvartsista on mahdotonta valmistaa fokusoivaa emitteriä, jolla on suuri pintakaarevuus [7] .

Lääketieteessä käytettävät 1950-luvun lopulla valmistetut fokusointisäteilijät valmistettiin muovisilla tarkennuslinsseillä varustetuista litteistä kvartsisäteilijöistä [8] [9] [10] . Laboratoriossa prof. W. Fry ( eng.  W. Fry ), USA käytti neljästä fokusoivasta emitteristä koostuvaa mallia, joiden suhteellinen sijainti säädettiin siten, että kaikkien emitterien polttoalueet osuivat toisiinsa [9] [11] .

Tällaisten tarkennusjärjestelmien merkittävä haittapuoli ei ole pelkästään suunnittelun monimutkaisuus, vaan myös se, että jopa 40 % emittoidusta akustisesta energiasta absorboituu tarkennuslinssiin [9] . Lisäksi linssin ja etenemisväliaineen akustisen impedanssin eron vuoksi osa aaltoenergiasta heijastuu rajapinnoilta, eikä sitä ole kohdistettu kunnolla. Linssien ylikuumeneminen ja sen seurauksena niiden vaurioituminen on erityisen voimakasta korkeilla taajuuksilla ja korkealla ultraäänivoimakkuudella. Näistä puutteista huolimatta objektiiveilla tarkennusta käytetään aktiivisesti nykyaikaisissa tarkennuslaitteissa. Lääketieteellisessä diagnostiikassa käytettävissä ultraääniantureissa lieriömäisiä linssejä käytetään siis skannausalueen asettamiseen ohuen kerroksen muotoon [12] [4] . Linssillä tarkentamista käytetään yhdessä sähkömagneettisen shokkiaallon litotripterin malleista [13] [14] . 3D-tulostuksen myötä akustisten linssien valmistus on helpottunut ja käyttö on lisääntynyt.

Toinen menetelmä fokusoitujen akustisten kenttien luomiseksi on menetelmä, joka perustuu taso- tai pallomaisesti hajoavien aaltojen heijastukseen koverilta pinnoilta. Historiallisesti tätä fokusointimenetelmää on käytetty laajasti kehonulkoisessa shokkiaallon litotripsiassa. Joten sähköhydraulisissa litotriptoreissa sähköpurkausta vedessä käytetään iskuaaltolähteenä [13] [14] [15] . Tämän pulssin keskittämiseksi munuaiskiveen käytetään metalliheijastinta, jonka pinta on valmistettu puoli-ellipsoidin muodossa. Sähköpurkaus syntyy yhteen ellipsoidikeskuksista ja kohde (munuaiskivi) asetetaan toiseen fokukseen. Pallomaisesti hajoava voimakas akustinen pulssi, joka virittyy sähköpurkauksella, muuttuu fokusoiduksi aalloksi, joka suppenee ellipsoidin toisessa fokuksessa [13] [14] . Toisen tyyppistä heijastinta käytetään "sähkömagneettisen" litotripterin rakentamisessa, jossa magneettikentän pulssima sylinterimäinen kalvo luo sylinterimäisesti poikkeavan aallon. Tämä aalto suunnataan heijastimeen profiililla, joka muodostuu paraabelin pyörimisestä fokuksen läpi kulkevan akselin ympäri ja kohtisuorassa paraabelin akseliin nähden [16] . Tällä heijastavan pinnan muodolla sylinterimäinen aalto konvergoi paraabelin kohdalle, joka on suunnattu munuaiskiveen; samanlaista lähestymistapaa käytetään joidenkin terapeuttisten ultraääniapplikaattorien suunnittelussa [17] .

Heijastimien käytön ultraäänen tarkentamiseen haittoja ovat tilaa vievä rakenne ja ei-ideaaliseen heijastukseen liittyvät häviöt.

Akustisille linsseille ja heijastimille, joiden toimintaperiaate itse asiassa kopioi klassisia optisia lähestymistapoja, liittyvät puutteet ovat suurelta osin eliminoituneet akustiikkaan ominaisilla pallomaisilla emittereillä, jotka perustuvat koveriin pietsokeraamisiin levyihin, joita alettiin käyttää lääketieteellisiin tarkoituksiin jo 1960-luvun lopulla [1 ] [18] [19] [20] [7] . Siitä lähtien koverien pietsokeraamisten levyjen käytöstä säteilevänä elementtinä on tullut yleinen tapa suunnitella yksielementtisiä fokusoivia ultraäänilähettimiä. Tällaisten säteilijöiden kustannus- ja valmistusteknologian ilmeisten etujen lisäksi ne ovat edullisempia, koska polarisaation synnyttämien pietsosähköisten akselien suunta kussakin pisteessä on sama kuin kaarevuuskeskusta kohti.

Akustisten kenttien ja perussuhteiden laskentamenetelmät

Useiden ulkomaisten tutkijoiden [21] [22] [23] teokset ovat omistettu äänen fokusointijärjestelmien teorialle . Prof. L. D. Rozenberg [1] [24] sekä hänen oppilaidensa (I. N. Kanevsky, K. A. Naugolnykh, E. V. Romanenko, M. G. Sirotyuk) teoksia. He määrittelivät kriteerit, jotka mahdollistavat tarkennusjärjestelmien järkevän valinnan, tutkivat polttoalueen ominaisuuksia, tutkivat akustisen kentän rakennetta jne. L. D. Rozenbergin [1] [24] ja I. N. Kanevskyn [ 25] monografioissa , sekä tiivisti tulokset kotimaisten ja ulkomaisten kirjoittajien aikaisemmista teoreettisista ja kokeellisista töistä, jotka käsittelevät ultraääniaaltojen fokusoinnin ongelmia. Tarkennettavien ultraäänisäteilijöiden soveltamista lääketieteessä ja fysiologiassa on käsitelty useissa kirjoissa ja katsauksissa [26] [7] [27] .

Tarkennusjärjestelmien, mukaan lukien pallomaiset säteilijät, akustisten kenttien laskemiseen käytetään usein Rayleigh-integraaliin perustuvaa menetelmää [21] . Tämän menetelmän ydin on, että säteilevää pintaa pidetään sarjana äärettömän pienikokoisia alkeellisia emittereitä, jotka lähettävät hajoavia palloaaltoja. Sitten emitterin kokonaisäänenpaine kussakin kentän pisteessä määritetään kunkin elementaarisen emitterin panosten summana. Laskelmissa Rayleigh-integraali esitetään likimäärin yksittäisten elementtien, joilla on äärellinen koko, lisäysten summa. Tällaisiksi elementeiksi valitaan useimmiten esimerkiksi pienet neliön säteilijät [28] [29] tai samanpintaiset renkaat [30] , joihin säteilevä pinta jaetaan. Seurauksena on, että fokusoivan säteilijän akustisen paineen kompleksinen amplitudi, jonka pinta värähtelee harmonisesti lain mukaisella taajuudella , voidaan löytää lausekkeen [29] mukaan :

missä  on kuvitteellinen yksikkö,  on kudoksen tiheys,  on äänen nopeus kudoksessa,  on aaltoluku, on värähtelynopeuden normaalikomponentin kompleksinen amplitudi i:nnen perussäteilijän  pinnalla ,  on tämän säteilijän pinta-ala,  on vaimennuskerroin kudoksessa ja  on etäisyys perussäteilijän keskustasta pisteeseen, jossa marginaali lasketaan.

Joissakin tapauksissa Rayleigh-integraalia voidaan käyttää analyyttisenä menetelmänä emitterien akustisten kenttien laskemiseen. Tällainen analyysi voidaan tehdä esimerkiksi käytännössä tärkeälle emitterille, joka on muodoltaan osa paksuudeltaan tasaisesti värähtelevää pallomaista kulhoa [1] . Tärkeimmät geometriset ominaisuudet tässä tapauksessa ovat aukon säde ja polttoväli sekä niistä riippuva kulhon syvyys ja puolet avautumiskulmasta . Tällaiselle lähteelle Rayleigh-integraali antaa tarkan lausekkeen akustisen paineen kompleksiselle amplitudille symmetria-akselilla [21] :

missä  on poikittaiskoordinaatti mitattuna akselilta,  on etäisyys akselia pitkin säteilijän keskustasta,  on aallon ominaisamplitudi lähteessä,  on säteilijän pinnan värähtelynopeuden amplitudi,  on etäisyys säteilijän pinnasta havaintopiste jäähdyttimen reunaan. Tästä seuraa erityisesti vahvistustekijän lauseke , jossa  on aallon amplitudi fokuskohdassa.

Tarkennettavien emitterien akustisten kenttien tutkimukset osoittavat, että lähes tasoaalto kulkee polttoalueen läpi päädiffraktiomaksimin sisällä pienissä kulmissa . Siksi laskettaessa äänikentän intensiteettiä polttoalueella käytetään yleensä tasoaallon suhdetta [1] [31] : . Yllä olevasta paineamplitudin lausekkeesta seuraa seuraava likimääräinen lauseke aallon intensiteetin aksiaaliselle riippuvuudelle polttoalueella:

missä ,  on intensiteetti fokuskohdassa ja  on tunnusomainen intensiteetti emitterin pinnalla. Lisäksi polttotasossa , hyvällä approksimaatiolla, poikittaisintensiteettiprofiili ilmaistaan ​​myös

missä  on ensimmäisen asteen ensimmäisen lajin Besselin funktio. Tällainen poikittainen intensiteettijakauma, joka on muodoltaan pyöreä täplä ja sitä ympäröivät diffraktiorenkaat, tunnetaan optiikassa nimellä Airy disk .

Suurin intensiteetti polttoalueen keskellä ei kovin suurissa kulmissa ( <45°) voidaan ilmaista lähdealueen ja polttoalueen poikkileikkausalan suhteena [1]

Kerroin 3,7 osoittaa, että intensiteetti polttoalueen keskellä on suurempi kuin keskimääräinen intensiteetti koko polttotasolla, ja ottaa huomioon myös sen, että vain 84 % fokusoidusta energiasta kulkee polttopisteen läpi ja 16 % putoaa toissijaisten maksimien osuus [1] . Ei liian pienillä avautumiskulmilla on otettava huomioon, että värähtelynopeuden vahvistuskerroin on jonkin verran erilainen kuin paineen vahvistustekijä:

jonka vuoksi intensiteetin vahvistus eroaa myös :

Saaduista intensiteettijakauman kaavoista seuraa tärkeitä yksinkertaisia ​​suhteita polttoalueen mitoille: polttoalueen säde ja pituus , missä  on ultraäänen aallonpituus. Molemmat parametrit määritetään lähimpänä tarkennusta olevista intensiteetin nollapisteistä. Esimerkiksi säteilijälle, jonka resonanssitaajuus on 1 MHz, säde ja polttoväli vastaavasti 42,5 ja 70 mm ja avautumiskulma =75°, polttoalueen halkaisija ja pituus ovat 3 ja 15 mm, vastaavasti, ja paineen ja intensiteetin vahvistukset ovat =60 ja =3255 [7] .

Yllä kirjoitetut yksinkertaiset suhteet mahdollistavat polttoalueen mittojen ja yksielementtisten fokusointisäteilijöiden vahvistusten määrittämisen käytännön tarkoituksiin hyväksyttävällä tarkkuudella. Useimmissa fokusoidun ultraäänen lääketieteellisissä sovelluksissa, kun sitä käytetään aktiivisesti vaikuttamaan ympäristöön, käytetään emittereitä, joiden halkaisija on suunnilleen yhtä suuri kuin emittoivan pinnan kaarevuussäde, eli kulma on noin 30 ° . Tässä tapauksessa polttoalueen pituus on noin 5-6 kertaa suurempi kuin sen halkaisija. Jos kulma on pienempi, polttoalueen halkaisijan suhde sen pituuteen pienenee ja pahentaa siten paikallista vaikutusta säteilytettyyn kohteeseen [7] .

Käytettäessä suuria aaltokokoisia lähteitä herää kysymys Rayleigh-integraalin soveltuvuudesta fokusointisäteilijöiden synnyttämien kenttien laskemiseen. Toinen ongelma liittyy oletuksen rooliin värähtelynopeuden tasaisesta jakautumisesta fokusointisäteilijöiden pinnalle, koska tämä ehto tuskin koskaan täyty käytettäessä todellisia pietsokeramiikkaa valmistettuja säteilijöitä. Sarja artikkeleita [32] [33] [34] [35] [36] on omistettu näiden asioiden tutkimiselle . Lyhyesti sanottuna näiden tutkimusten tulokset voidaan muotoilla seuraavasti [36] . Suuren aaltokoon koverien pietsokeraamisten lähteiden akustinen kenttä on ennustettu väärin laajalti käytetyllä teoreettisella mallilla, joka perustuu oletukseen säteilevän pinnan tasaisesta nopeusjakaumasta. Pääsyy tähän teorian ja kokeen väliseen ristiriitaisuuteen on emitteripinnan värähtelynopeuden epähomogeenisuus, joka johtuu Lamb-aaltojen ilmaantumisesta pietsolevyn reunalle . Ne etenevät levyn reunasta keskelle ja johtavat värähtelynopeuden amplitudin muutokseen yli 10 % (joskus paljon enemmän) verrattuna pietsolevyvärähtelyjen paksuusmoodin amplitudiin. Nämä virheet puuttuvat pietsokomposiittilähteiden tapauksessa.

Siitä huolimatta Rayleigh-integraali, huolimatta sen likimääräisestä luonteesta ei-tasomaisen säteilevän pinnan tapauksessa, mahdollistaa suuren aaltokoon koveran lähteen säteilyn ennustamisen suurella tarkkuudella ja siksi sitä voidaan käyttää kenttien laskemiseen. tarkennuslähteistä kohtalaisilla tarkennuskulmilla. Diffraktiokorjauksen arvo Rayleigh-integraaliin voidaan laskea kehitetyn numeerisen algoritmin [34] [35] perusteella .

Teoreettisen analyysin kannalta vaikeampaa on tilanne, jossa fokusoitu aalto on niin voimakas, että myös akustisen epälineaarisuuden vaikutukset alkavat näkyä. Epälineaariset tilat ovat tyypillisiä monille nykyaikaisille fokusoidun ultraäänen sovelluksille terapiassa. Edellä mainittu akustisen paineen lineaarinen vahvistuskerroin voi olla useita kymmeniä tai enemmän, mikä johtaa siihen, että joissakin ultraäänikirurgian ja litotripsian järjestelmissä akustisen paineen huippupisteessä saavuttaa useita kymmeniä MPa ja intensiteetti jopa 10000-30000 W/cm 2 [37] [38] . Tällaisilla korkeilla intensiteettitasoilla akustinen aalto alkaa muuttaa väliaineen ominaisuuksia ja etenee siksi eri tavalla kuin matalaamplitudiset aallot. Erityisesti alkuperäinen sinimuotoinen profiili alkaa vääristyä ja jollain etäisyydellä aalto voi jopa muuttua iskuksi [39] [40] [41] . Spektrikielessä tällainen vääristymä tarkoittaa korkeataajuisten harmonisten muodostumista, jotka toisaalta imeytyvät voimakkaammin ja toisaalta ovat paremmin fokusoituja. Tästä johtuen, kun aallon amplitudi kasvaa lähteellä, intensiteetin vahvistus ensin kasvaa ja alkaa sitten laskea. Kun aallon amplitudi kasvaa edelleen lähteellä, intensiteetti fokuskohdassa lakkaa kasvamasta, eli kyllästyminen tapahtuu. Huippupainekyllästystaso voidaan ilmaista likimäärin analyyttisesti ja sen luokkaa on , missä  on väliaineen akustinen epälineaarisuusparametri [41] . Kyllästystason erityinen arvio on hieman erilainen impulsiivisten ja harmonisten lähteiden tapauksessa [42] [43] . Tarkempi analyysi, jonka avulla voidaan tarkentaa analyyttisiä arvioita ja kuvata kaikkia tarkennusominaisuuksia (aaltomuodon vääristymä, iskurintamien esiintyminen, positiivisten ja negatiivisten huippupaineiden vahvistusten ero jne.), voidaan suorittaa numeerista simulaatiota käyttämällä. [44] .

Rakennukset

Kuvataanpa 1970-80-luvuilla kehitettyjä pallomaisia ​​tarkennusemitterien rakenteita. Neuvostoliiton tiedeakatemian akustisessa instituutissa (AKIN) käytettäväksi lääketieteessä ja fysiologiassa [7] [27] . Kuten kertynyt kokemus on osoittanut, fokusoidun ultraäänen lääketieteellisissä sovelluksissa olennainen ja joskus ratkaiseva merkitys on sellaisten emitterien (ja niitä syöttävien generaattoreiden) käyttö, joiden mitat ja paino ovat mahdollisimman pienet kussakin tapauksessa. Näillä tekijöillä on erityisen tärkeä rooli fokusoivien emitterien kliinisessä käytössä.

Tarkennusantureiden säteilevänä elementtinä käytettiin pääsääntöisesti pietsokeraamisia levyjä, jotka olivat osa muodoltaan pallomaista kuorta. Tyypillisten koveraan pietsokeraamisiin levyihin perustuvien fokusointisäteilijöiden lyhyet tekniset ominaisuudet ovat seuraavat: levyn halkaisija 20-85 mm; polttoväli 15-70 mm; kulma 20-36°; resonanssitaajuus alueella 0,5-3 MHz; levyn paksuus 0,8-4 mm taajuudesta riippuen; levyn pinta - ala 3-55 cm2 ; polttoalueen halkaisija on 1-6 mm ja pituus 5-23 mm taajuudesta riippuen. Halkaisijaltaan 85 mm:n levyn suurin akustinen teho oli jatkuvassa tilassa 120 W ja pulssitilassa 800 W. Emitterien paino vaihteli 150-400 g:n välillä, mikä mahdollisti tavallisen stereotaksisen laitteen mikromanipulaattorin niiden ohjaamiseen kolmessa keskenään kohtisuorassa suunnassa [7] [27] . Patterien runkoon laitettiin erikorkuisia vaihdettavia kartioita, joiden ulostulon päälle venytettiin ohut ääntä läpäisevä polyeteenikalvo. Mukana oli irrotettava tarkennusosoitin, jonka kärki oli kohdistettu polttoalueen keskustaan. Pietsokeraamisen levyn ja kalvon välinen kartion sisätilavuus täytettiin vedellä, josta oli poistettu kaasut.

Useimmissa säteilijöissä kartioleikkauksen ja polttoalueen keskikohdan välinen etäisyys oli vakio, ja se asetettiin kokeen olosuhteiden mukaan. Useissa tarkennussäteilijöiden malleissa tätä etäisyyttä voitiin muuttaa vaadituissa rajoissa käyttämällä jäähdyttimen koteloon asennettua mekaanista laitetta ja siirtämällä pietsokeraamista levyä suhteessa kartion ulostuloon [7] [27] .

Tapauksissa, joissa vaadittiin suuren aktiivisen pinnan emittereitä, joita oli vaikea valmistaa yhdestä pietsokeraamisesta levystä, ns. "mosaiikki"-emitterit, jotka ovat joukko yksittäisiä elementtejä, jotka on liimattu metalliseen (esimerkiksi alumiiniin) puoliaaltokuoreen pallon muodossa [1] [7] .

1990-luvun puoliväliin asti. Materiaalina, josta fokusointisäteilijöiden aktiiviset elementit valmistetaan, käytettiin erilaisia ​​pietsokeramiikkaa, jotka toimivat hyvin säteilylle (esimerkiksi lyijysirkonaatti-titanaatti jne.). Pietsokomposiittimateriaalien käytön tähän tarkoitukseen merkittäviä etuja kuitenkin osoitettiin [45] [33] [46] [47] [48] . Joten laajalti käytetty komposiittimateriaali, jolla on liitettävyys 1-3, koostuu pienistä lyijysirkonaatti-titanaattisauvoista, jotka sijaitsevat matalatiheyksisessä polymeerissä. Pietsokeramiikan tilavuuspitoisuus on 20-70 % [49] ja akustinen impedanssi on suunnilleen sama osa lyijy-zirkonaatti-titanaatti-impedanssista. Tämän materiaalin uskotaan nousevan hallitsevaksi lääketieteellisten muuntimien kehityksessä 2000-luvulla [50] Sen etujen joukossa ovat paitsi alentunut impedanssi, joka mahdollistaa paremman yhteensopivuuden kudoksen kanssa, myös suhteellisen heikko materiaalivärähtely poikittaissuunnassa.

Tässä ovat kehon ulkopuolisten (eli ihmisen tai eläimen kehon ulkopuolelle asennettujen) fokusointilaitteiden parametrit, joita käytetään erilaisissa ulkomaisissa tutkimuskeskuksissa, jotka osallistuvat fokusoidun ultraäänen käyttöön lääketieteessä. Syöpätutkimusinstituutissa, Royal Marsden Hospitalissa, Suttonissa, Yhdistyneen kuningaskunnan syöpätutkimusinstituutissaRoyal Marsdenin sairaala, UK (Prof. G. ter Haar et al.) on yleisimmin käytetty fokusoivan emitterin prototyyppi kliiniseen käyttöön [51] . Emitteri on valmistettu pietsosähköisen keramiikan pohjalta, jonka perustaajuus on 0,57 MHz; työ suoritetaan kolmannella harmonisella, eli taajuudella 1,7 MHz. Polttoväli on 150 mm; kokonaishalkaisija on 100 mm ja levyn aktiivinen osa on 84 mm. Polttoalueen mitat puolet tarkennuksen maksimivoimakkuudesta ovat seuraavat: pituus 19 mm, halkaisija 1,64 mm.

Ryhmä ranskalaisia ​​tutkijoita ( INSERM, Lyon, Ranska ; Prof. Catignolle, Dr. Chaplon et ai.) käyttää erilaisia ​​pallomaisia ​​säteilijöitä, erityisesti säteittäin 100 mm, aukko 100 mm, taajuus noin 1 MHz, valmistettu sekä pietsokeramiikasta ( P1-60, Quartz et Silice, Nemours, Ranska ) että pietsokomposiitista 1-3 ( Imasonic Besancon, Ranska ) [33] .

Terapeuttisessa ultraäänilaboratoriossa Harvard Medical Schoolissa , Brigham and Women's Hospital , Boston, Boston, USA, käytetään myös erilaisia ​​pallomaisia ​​emittereitä, erityisesti halkaisijaltaan 100 mm, polttovälillä 80 tai 100 mm ja taajuudella 1,5 MHz, jotka on suunniteltu tuhoamaan syöpäkasvaimia MRI - valvonnassa [30] .

Laboratoriossa prof. Ch. Kane University of Michigan , USA käytti fokusoivaa emitteriä, jonka halkaisija oli 63,5 mm ja jolla oli sama polttoväli ja jossa oli reikä diagnostiselle sensorille, jonka halkaisija oli 13 mm [52] . Ultraäänitaajuus oli 1,44 MHz ja maksimi sähköteho sovitetulla kuormalla oli 120 W, mikä mahdollisti polttoalueen huippuintensiteetin saavuttamisen 2000 W/ cm2 .

Viime vuosikymmenen aikana Kiinassa HAIFU Technology Companyn, Chongqingin lääketieteen yliopiston kehittämiä tarkennusjärjestelmiä on käytetty laajasti ultraäänikirurgiassa fokusoidulla ultraäänellä., Chongqing, Kiina. Näiden yksielementtianturiin perustuvien järjestelmien tekniset ominaisuudet ovat seuraavat: taajuus 0,8-2,4 MHz, aukko 12-15 cm, polttoväli vaihtelee 9-15 cm kuuden vaihdettavan alumiinilinssin ansiosta, huippuintensiteetti tarkennuksessa , mitattuna vedessä olosuhteissa, joissa vapaa kenttä vaihtelee välillä 5-15 kW/cm2 [ 53] . Emiterin keskellä oli reikä diagnostisen muuntimen sijoittamiseen kasvainten visualisoimiseksi ja kirurgisen toimenpiteen reaaliaikaiseen seurantaan.

Kehonulkoisten emitterien ohella myös eturauhasen kirurgiseen hoitoon tarkoitetut intrakavitaariset fokusointijärjestelmät ovat löytäneet kliinistä käyttöä. Ultraäänimenetelmä tähän tarkoitukseen perustuu transrektaalisesti sijoitetun yksielementtisen tarkennusanturin käyttöön, jolla on kiinteä polttoväli ja joka on mekaanisesti siirretty peräsuolen seinämän suuntaisesti. Suurimman menestyksen tämän menetelmän kehittämisessä ja kliinisessä käytössä on nyt saavuttanut kaksi tutkimusryhmää - Yhdysvalloissa ja Ranskassa. Ensimmäinen niistä ( Focal Surgery Inc., Milpitas, Kalifornia, USA ) kehitti Sonablate- laitteen [54] eturauhaskudosten tuhoamiseen käyttämällä useita vaihdettavia, mekaanisesti siirrettyjä, jopa 45 mm:n, yksielementtisiä emittereitä taajuudella 4 MHz ja eri polttoväleillä (30, 35 ja 40 mm). Toinen ryhmä ( TechnoMed, Ranska ) loi Ablatherm -laitteen , jossa halkaisijaltaan 35 mm:n yksielementtisen fokusoivan säteilijän polttoväli oli 35 mm ja se viritettiin 2,25 MHz:n taajuudella [55] .

Fokusoidun ultraäänen lääketieteellisissä sovelluksissa fokusoitujen emitterien rakenteita, joissa on reikä akselilla, on alettu käyttää yhä useammin väliaineen ultraäänikuvaukseen tarkoitetun laitteen anturin asentamiseksi siihen. Seurauksena on maksimiintensiteetin pieneneminen fokuskohdassa sekä alueen leveyden jonkinlainen kaventuminen maksimiintensiteetin puolen tasolla ja saman alueen venyminen akustisen akselin suunnassa. Näitä kysymyksiä käsitellään kvantitatiivisella tasolla esimerkiksi julkaisussa [23] [56] .

Sovellukset

Fokusoivan ultraäänisäteilyn pääasiallinen käyttöalue on lääketiede. Fokusoidun ultraäänen lääketieteellisiin sovelluksiin on omistettu satoja artikkeleita ja useita kirjoja [4] [2] [7] [13] [27] , katso myös High Intensity Focused Ultrasound in Medicine .

Vaikka korkean intensiteetin ultraääntä käytetään erittäin laajalti teollisuudessa, ensisijaisesti ultraäänipuhdistukseen [57] [58] [59] , teollisuudessa käytetään harvoin fokusointipattereita, luultavasti siksi, että tässä tapauksessa on harvoin tarpeen vaikuttaa paikallisesti pieneen tilavuuteen, etukäteen tietylle ympäristön alueelle. Fokusoivat emitterit ovat kuitenkin löytäneet hyödyllisiä sovelluksia nesteiden ruiskuttamiseen, ilman kostuttamiseen ja aerosolien luomiseen [59] [60] . Paljon alhaisemman intensiteetin fokusoivia ultraäänilähettimiä käytetään ääninäössä, lääketieteellisessä diagnostiikassa ja materiaalien tuhoamattomassa ultraäänitestauksessa [12] äänenpaineen lisäämiseksi ja poikittaisresoluution parantamiseksi.

Edut ja haitat

Yksielementtisten, pallomaisen kuoren osan muodossa olevien tarkennusanturien olennainen etu on niiden suunnittelun, valmistuksen ja käytännön käytön suhteellinen yksinkertaisuus. Tällaisten tarkennusjärjestelmien merkittävä haitta on kuitenkin niiden kiinteä polttoväli. Koska emitterin polttoalueen tilavuus on tavallisesti paljon pienempi kuin väliaineen tilavuus, johon vaikuttaa, on oltava välineet emitterin kätevää mekaanista liikkumista varten suhteessa kohteeseen. Tähän tarkoitukseen voidaan käyttää nykyaikaisia ​​automatisoituja mekaanisia järjestelmiä (asennoijia). Tässäkin on kuitenkin vaikeuksia. Jos ultraäänivaikutusalueen koko on riittävän suuri, kiinteän polttovälin säteilijöiden käyttö ei ole aina paras valinta, vaikka niiden siirtämiseen käytettäisiin automaattisia mekaanisia järjestelmiä. Huomattavasti laajemmat mahdollisuudet tässä ovat tietysti vaiheistetut ultraääniryhmät [2] .

Muistiinpanot

  1. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 Rosenberg, L. D. Focusing ultrasound emitters // Kirjassa: Physics and Technology of Powerful Ultrasound / Ed. L. D. Rozenberg. Kirja. 1. Tehokkaan ultraäänen lähteet. - M.: Nauka, 1967. - C. 149-206.
  2. ↑ 1 2 3 4 Gavrilov, L.R. Kohdistettu korkean intensiteetin ultraääni lääketieteessä. - M.: Fazis, 2013. -656 s. — ISBN 978-5-7036-0131-2
  3. ↑ Burov, A. K. Ultraäänen korkeiden intensiteettien saaminen nesteessä // Acoustic Journal. - 1958. - V. 4, nro 4. - S. 315-320.
  4. ↑ 1 2 3 4 Ultraääni lääketieteessä. Sovelluksen fyysiset perusteet Ed. K. Hill, J. Bamber, G. ter Haar. Per englannista. toim. L. R. Gavrilova, V. A. Khokhlova, O. A. Sapožnikova. — 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 Uusi menetelmä fokusoidun ultraäänen luomiseen ja käyttöön kokeellisessa biologiassa // Journ. Gener. fysiol. - 1942. -V. 26. - s. 179-193.
  7. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Gavrilov, L. R., Tsirulnikov, E. M. Focused ultrasound in physiology and Medicine. - L .: Nauka, 1980. - 199 s.
  8. ↑ Fry, FJ Tarkat korkean intensiteetin tarkentavat ultraäänilaitteet kirurgiaan // Amer. J Phys. Med. - 1958. - V. 37, nro 3. - P. 152-156.
  9. ↑ 1 2 3 Aström, K. E., Bell, E., Ballantine, N. T., Heidensleben, E. Kokeellinen neuropatologinen tutkimus korkeataajuisen fokusoidun ultraäänen vaikutuksista kissan aivoihin // J. neuropathol. Exp. Neurol. - 1961. - V. 20, nro 4. - P. 484-520.
  10. ↑ Lele, PP Syvien fokaalien leesioiden tuottaminen fokusoidulla ultraäänellä - nykyinen tila // Ultrasonics. - 1967. - V. 5. - P. 105-112.
  11. ↑ Fry, FJ, Ades, HW, Fry WJ Reversiibelien muutosten tuottaminen keskushermostossa ultraäänellä // Tiede. - 1958. - V. 127, nro 3289. - S. 83-84.
  12. ↑ 1 2 Szabo, TL Diagnostinen ultraäänikuvaus: Inside Out. 2. painos. — Oxford, Iso-Britannia, 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. Fyysiset mekanismit terapeuttisen ultraäänen vaikutuksesta biologiseen kudokseen (katsaus) / / "Acoustic Journal" - 2003. - T. 49 , nro 4. - C. 437-464.
  14. ↑ 1 2 3 Leighton, TG, Cleveland, RO Lithotripsy // Proceedings of the Institute of Mechanical Engineers, Osa H: Journal of Engineering in Medicine. −2010. -V. 224, nro 2. - P. 317-342.
  15. ↑ Naugolnykh, K. A., Roy, N. A. Sähköpurkaukset vedessä. - M.: Nauka. - 1971. - 155 s.
  16. ↑ Rassweiler, J., Henkel, TO, Kohrmann, KU, Potempa, D., Junemann, KP, Alken, P. Lithotripter technology: present and future // Journal of Endourology. - 1992. - V. 6, nro 1. -P. 1-13.
  17. ↑ Sinelnikov, E. D., Field, T., Sapozhnikov, O. A. Lämpötuhovyöhykkeen muodostumismallit eteisvärinän hoidossa katetri-ultraääniablaatiolla // Acoustic Journal. - 2009. - T. 55, nro 4-5. - S. 641-652.
  18. ↑ Warwick, R., Pond, J. Jäljettömät vauriot hermokudoksissa korkean intensiteetin kohdistetulla ultraäänellä (korkeataajuiset mekaaniset aallot) // J. Anat. - 1968. - V. 102, nro 3. - P. 387-405.
  19. ↑ Fry, FJ, Heimburger, RF, Gibbons, LV, Eggleton RC Ultrasound aivokudoksen visualisointiin ja muokkaamiseen // IEEE Trans. Sonicsissa ja Ultrasonicsissa. - 1970. - V. SU-17, nro 3. - P. 165-169.
  20. ↑ Avirom, V. M., Adrianov, O. S., Vykhodtseva, N. I., Gavrilov, L. R., Mering, T. A., Sirotyuk, M. G. Destruction of deep brain structures using focused ultrasound // Journal. korkeampi hermostunut toiminta - 1971. - V. 21, nro 5. - S. 1110-1113.
  21. ↑ 1 2 3 O'Neil, H. T. Fokusointisäteilijöiden teoria // J. Acoust. soc. Olen. - 1949. -V. 21, nro 5. - P. 516-526.
  22. ↑ Kossoff, G. Pallokaarevien muuntimien fokusointitoiminnan analyysi // Ultrasound in Med. ja Biol. - 1979. - V. 5, nro 4. - P. 359-365.
  23. ↑ 1 2 Clarke, RL Intensiteettijakauman modifikaatio suuren aukon ultraäänilähteistä // Ultrasound in Med. ja Biol. - 1995. - V. 21, nro 3. - P. 353-363
  24. ↑ 1 2 Rosenberg, L. D. Äänen tarkennusjärjestelmät. - M.: AN SSSR, 1949. - 112 s.
  25. ↑ Kanevsky, I. N. Äänen ja ultraääniaaltojen fokusointi. - M.: Nauka, 1977. - 336 s.
  26. ↑ Fry, FJ Voimakas fokusoitu ultraääni: sen tuotanto, vaikutukset ja käyttö // In: Ultrasound: sen Applications in Medicine and Biology / FJ Fry toim. 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. Tutkimuskokemus kohdistetusta ultraäänestä. - L .: Nauka, 1985. - 189 s.
  28. ↑ Ocheltree, K., Frizzell, L. Äänikenttälaskelmat suorakulmaisille lähteille // IEEE Trans. ultraääni. Ferrosähköinen. taaj. Ctrl. - 1989. - V. 36, nro 2. - P. 242-248.
  29. ↑ 1 2 Goss SA, Frizell LA, Kouzmanoff JT, Barich JM, Yang JM Harva satunnainen ultraäänivaiheinen ryhmä fokaalikirurgiaan // IEEE Trans. ultrat. Ferrosähköinen. taaj. Ctrl. 1996. V. 43. Nro 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 Keskitetty yhdysvaltalainen järjestelmä MR-kuvausohjatun kasvaimen ablaatioon / / Radiologia. - 1995. - V. 194, nro 3. - P. 731-737.
  31. ↑ Bergmann, L. Der Ultraschall und seine Anwendung in Wissenschaft und Technik / Zürich, 1954. (Käännetty venäjäksi: Bergman L. Ultraääni ja sen soveltaminen tieteessä ja tekniikassa / M .: IL. 1956. - 726 s.)
  32. ↑ Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Zhang, J. Lamb aallot pietsosähköisessä fokusoidussa radiaattorissa syynä O'Neilin kaavan ja kokeen väliseen ristiriitaisuuteen // J. Acoust. soc. Olen. - 1997. - V. 101, nro 3. - P. 1286-1297.
  33. ↑ 1 2 3 Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Theillere, Y. Pietsokeramiikka- ja pietsokomposiittifokusoidun radiaattorin säteilemien akustisten kenttien vertailu // J. Acoust. soc. Olen. - 1999. - V. 105, nro 5. - P. 2612-2617.
  34. ↑ 1 2 Katignol, D., Sapozhnikov, O. A. Rayleigh-integraalin soveltuvuudesta koveran fokusoivan säteilijän kentän laskemiseen // Acoustic Journal - 1999. - V. 45, No. 6. - P. 816- 824.
  35. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A., Sinilo, T. V. Koveran säteilevän pinnan akustinen kenttä, johon mahtuu diffraktio // Acoustic journal. - 2002. - T. 48, nro 6. - S. 813-821.
  36. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A. Tehokkaat ultraäänisäteet: lähteiden diagnostiikka, iskuaaltojen omatoiminen vaikutus ja vaikutus väliaineeseen litotripsian aikana. Dis.: Dr. Fys.-Math. n. - M. 2008. -296 s.
  37. ↑ Wu, F., Wang, ZB, Chen, WZ, Zou, JZ, Bai, J., Zhu, H., Li, KQ, Xie, FL, Jin, CB, Su, HB ja Gao, GW Extracorporeal keskittynyt ultraäänikirurgia ihmisen kiinteiden karsinoomien hoitoon: varhainen kiinalainen kliininen kokemus // Ultrasound Med. Biol. - 2004.-V. 30, nro 2. -P. 245-260.
  38. ↑ Kreider, W., Yuldashev, PV, Sapožnikov, OA, Farr, N., Partanen, A., Bailey, MR, Khokhlova, VA Monielementtisen kliinisen HIFU-järjestelmän karakterisointi käyttäen akustista holografiaa ja epälineaarista mallintamista // IEEE Transactions ultraäänistä, ferroelektriikasta ja taajuudensäädöstä. −2013. -V. 60, nro 8. - P. 1683-1698.
  39. ↑ Zarembo, L. K., Krasilnikov, V. A. Johdatus epälineaariseen akustiikkaan (Suurin intensiteetin ääni- ja ultraääniaallot). - M .: Nauka, 1966, - 519 s.
  40. ↑ Rudenko, O. V., Soluyan, S. I. Epälineaarisen akustiikan teoreettiset perusteet. - M.: Nauka, 1975. - 287 s.
  41. ↑ 1 2 Sapožnikov, OA Korkean intensiteetin ultraääniaallot nesteissä: Epälineaarinen eteneminen ja vaikutukset. / In: Power Ultrasonics. Korkean intensiteetin ultraäänen sovellukset, toim. Gallego-Juarez, JA ja Graff, KF, luku II. Woodhead Publishing Series in Electronic and Optical Materials, nro 66. - Cambridge: Elsevier, 2015. - S. 9-35.
  42. ↑ Bacon, DR Diagnostisessa ultraäänessä käytettyjen pulssikenttien rajallinen amplitudivääristymä // Ultrasound Med. Biol. -1984. - V. 10, nro 2. -P. 189-195.
  43. ↑ Rudenko, O. V., Sapožnikov, O. A. Iskurintamia sisältävien aaltosäteiden itsetoimintailmiöt // Uspekhi fizicheskikh nauk. - 2004. - T. 174, nro 9. -S. 973-989.
  44. ↑ Karzova, M. M., Averyanov, M. V., Sapozhnikov, O. A., Khokhlova, V. A. Epälineaaristen pulssi- ​​ja periodisten signaalien kyllästymismekanismit fokusoiduissa akustisissa säteissä // Acoustic Journal. - 2012. -T. 58, nro 1. - S. 93-102.
  45. ↑ Kluiwstra, JU, McGough, RJ, Cain, CA Terapeuttiset ultraäänivaiheiset ryhmät: käytännön huomioita ja suunnittelustrategioita // IEEE Ultrason. Symp. Proc. - 1996. - S. 1277-1280.
  46. ↑ Chapelon, JY, Cathignol, D., Cain, C., Ebbini, E., Kluiwstra, JU, Sapozhnikov, OA, Fleury, G., Berriet, R., Chupin, L., Guey, JL Uudet pietsosähköiset muuntimet for terapeuttinen ultraääni // Ultrasound in Med. & biol. - 2000. - V. 26, nro 1. - P. 153-159.
  47. ↑ Fleury, G., Berriet, R., Le Baron, O., Huguenin, B. Uudet pietsokomposiittimuuntimet terapeuttiseen ultraääneen / 2nd International Symposium on Therapeutic Ultrasound. Seattle - 31.7. - 2.8.2002.
  48. ↑ Cathignol, D. Korkean intensiteetin pietsosähköiset lähteet lääketieteellisiin sovelluksiin: tekniset näkökohdat // In Nonlinear Acoustics at the Beginning of the 21st Century / Toim. kirjoittaneet Rudenko OV ja Sapožnikov OA (Proc. of 16th ISNA, Moskova, 2002). - 2002. - V. 1. - R. 371-378.
  49. ↑ Shung, KK, Zipparo, M. Ultrasonic Transducers and arrays // IEEE Engineering in Med. ja Biol. - 1996. Marras/joulukuu - s. 20-30.
  50. ↑ Foster, F.S. Anturin materiaalit ja anturin rakenne // Ultrasound in Med. ja Biol. 2000. - V. 26, Suppl. 1. - P. S2-S5.
  51. ↑ Rivens, IH, Clarke, RL, ter Haar, GR Fokusoitujen ultraäänikirurgiaantureiden suunnittelu // IEEE Trans. ultraääni. Ferrosähköinen. taaj. Ctrl. - 1996. - V.43, nro 6. - P. 1023-1031.
  52. ↑ Kluiwstra, J.-UA, Tokano, T., Davis, J., Strickberger, SA, Cain, CA Reaaliaikainen kuvaohjattu korkean intensiteetin fokusoitu ultraääni sydänlihaksen ablaatioon: In vivo -tutkimus / In Proc. IEEE Ultrason. Symp. - 1997. - s. 1327-1330.
  53. ↑ Kennedy, JE, Wu, F., ter Haar, GR, Gleeson, FV, Phillips, RR, Middleton, MR, Cranston, D. Korkean intensiteetin fokusoitu ultraääni maksakasvainten hoitoon // Ultrasonics. - 2004. - V. 42, nro 1-9. - s. 931-935.
  54. ↑ Foster, RS, Bihrle, R., Sanghvi, NT, Fry, FJ, Donohue, JP Korkean intensiteetin fokusoitu ultraääni eturauhasen sairauden hoidossa // 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. High-intensity focused ultrasound experimentation on human benign prostatic hypertrophy // Eur. Urol. - 1993. - V. 23, Suppl. 1. - s. 44-47.
  56. ↑ Beissner, K. Joitakin perusrelaatioita keskireikäisten pyöreiden muuntimien ultraäänikentille // J. Acoust. soc. Olen. - 2012. - V. 131, nro 1. - P. 620-627.
  57. ↑ Suuritehoisen ultraäänen fysiikka ja tekniikka / Ed. L. D. Rozenberg. Kirja. 3. Ultraäänitekniikan fyysiset perusteet. - M.: Nauka, 1970. - 682 s.
  58. ↑ Harvey, G., Gachagan, A., Mutasa, T. Katsaus suuritehoisiin ultraääniin - teolliset sovellukset ja mittausmenetelmät // IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. - 2014. - V. 61, nro 3. - P. 481-495.
  59. ↑ 12 Power Ultrasonics . Korkean intensiteetin ultraäänen sovellukset, toim. Tekijät Gallego-Juarez, JA ja Graff, KF Cambridge: Elsevier, Woodhead Publishing. - 2015. - 1167 s., ISBN 978-1-78242-028-6
  60. ↑ Akopyan, V. B., Ershov, Yu. A. Ultraäänen ja biologisten objektien vuorovaikutuksen perusteet / M .: MSTU im. N. E. Bauman, 2005. - 223 s.

Kirjallisuus

Katso myös

Linkit