Egyelemes fókuszáló ultrahang átalakítók

Az egyelemes fókuszáló ultrahangsugárzók olyan eszközök, amelyek fókuszált ultrahangsugarat hoznak létre, és egyetlen piezoelektromos sugárzó elem formájában készülnek , amelynek felülete legtöbbször gömb vagy henger alakú [1] . A legelterjedtebbek az úgynevezett gömbfókuszáló emitterek, amelyek gömb alakú szegmens formájában vannak, tál alakúak, amelyek átmérője sokkal nagyobb, mint az ultrahang hullámhossza [1] . Az ilyen rendszerekben a fókuszba konvergáló hullámfront kezdetben gömb alakú, ami az ultrahang energia koncentrálódásához vezet a fókusztartományban. A fókuszterület átmérője sokkal kisebb, mint az emitter átmérője, és nagyságrendileg összehasonlítható az ultrahang hullámhosszával. Ennek a tulajdonságnak köszönhetően az ultrahang intenzitása a fókuszban jelentősen meghaladja a forrás felületén lévő intenzitást. Az egyelemes sugárzókkal együtt fókuszált nyalábokat lehet létrehozni többelemes sugárzókkal ( fázisos antennatömbök ), amelyek tervezésében és szabályozásában bonyolultabbak, amelyeket itt nem veszünk figyelembe.

Az egyelemes fókuszáló ultrahang emittereket legszélesebb körben a klinikai és kísérleti gyógyászatban használják [2] . Általában a piezokerámia ultrahang-sugárzók felületén az intenzitás hosszú távú működés során nem haladja meg a 10 W / cm 2 -t, és ha az emitter jól hűtött - 20-40 W / cm 2 -t . A piezoelektromos lemezek felületén mért rekord intenzitásértékek folyamatos sugárzás esetén elérik a 300 W/cm 2 -t [3] . Ugyanakkor a modern fókuszáló rendszerek, köztük az egyelemes emitterek használatakor nem nehéz több száz és ezerszer nagyobb ultrahang intenzitást elérni a fókuszban, és elérni az ezer és tízezer watt/1 nagyságrendű szintet. cm 2 [1] [4] . Ez lehetővé teszi az ultrahangos expozíció bizonyos paramétereinek alkalmazásakor, hogy a test mély szöveteiben non-invazív módon különféle stimuláló és terápiás hatásokat váltsunk ki, valamint előre meghatározott méretű pusztulást hozzunk létre a környező szövetek károsítása nélkül, ami rendkívül fontos. az orvostudomány számára [2] [4] .

Történelem

A kvarcból készült fókuszáló emittereket , amelyek felülete homorú formát kapott, először az 1930-as évek közepén javasoltak [5] [1] . 1942-ben az egyik első ilyen sugárzót használták májmintákon végzett kísérletekben, és amikor fókuszált ultrahangnak tették ki az állatok agyi struktúráit a koponyán keresztül [6] . Az ilyen emitterek nem csak drágák és nehezen gyárthatók, de a kvarc piezoelektromos tulajdonságainak irányfüggése miatt nem tették lehetővé a megfelelő fázisú hullámfront létrehozását . Mivel a kristály elektromos tengelye a gömbfelület különböző pontjain különböző szögeket zár be a normálnal, a kisugárzott energia egyenlőtlenül oszlik el a felületén [1] . Ezért lehetetlen nagy felületgörbületű fókuszáló emittert készíteni kvarcból [7] .

Az 1950-es évek végén gyártott, gyógyászatban használt fókuszáló emitterek műanyagból készült fókuszlencsés lapos kvarc emitterek alapján készültek [8] [9] [10] . Laboratóriumában prof. W. Fry ( eng. W. Fry ), USA, négy fókuszáló emitterből álló kialakítást alkalmazott, amelyek egymáshoz viszonyított helyzetét úgy szabályozták, hogy az összes emitter fókuszterülete egybeessen [9] [11] .

Az ilyen fókuszáló rendszerek jelentős hátránya nemcsak a tervezés bonyolultsága, hanem az is, hogy a kibocsátott akusztikus energia akár 40%-a is elnyelődik a fókuszáló lencsében [9] . Ezenkívül a lencse és a terjedési közeg akusztikus impedanciájának különbsége miatt a hullámenergia egy része visszaverődik az interfészekről, és nincs megfelelően fókuszálva. A lencsék túlmelegedése és ennek következtében károsodása különösen szembetűnő magas frekvenciák és nagy ultrahang intenzitás esetén. E hiányosságok ellenére az objektívekkel történő fókuszálást aktívan használják a modern fókuszáló eszközökben. Így az orvosi diagnosztikában használt ultrahangos szenzorokban hengeres lencséket használnak a pásztázási terület vékony réteg formájú beállítására [12] [4] . Az elektromágneses lökéshullámú litotripter egyik kialakításában a lencsés fókuszálást alkalmazzák [13] [14] . A 3D nyomtatás megjelenésével az akusztikus lencsék gyártása könnyebbé vált, és több felhasználásra is számítani lehet.

Egy másik módszer fókuszált akusztikus mezők létrehozására a sík vagy gömb alakú hullámok homorú felületekről való visszaverésén alapuló módszer. Történelmileg ezt a fókuszálási módszert széles körben használták az extrakorporális lökéshullám litotripsziában. Tehát az elektrohidraulikus litotripterekben a vízben lévő elektromos kisülést lökéshullámforrásként használják [13] [14] [15] . Ennek az impulzusnak a vesekőre való fókuszálásához fém reflektort használnak, amelynek felülete forgási fél-ellipszoid formájában készül. Az egyik ellipszoid fókuszban elektromos kisülés keletkezik, és a célpont (vesekő) a másik fókuszba kerül. Az elektromos kisüléssel gerjesztett gömbi divergens erős akusztikus impulzus fókuszált hullámmá alakul, amely az ellipszoid második fókuszában konvergál [13] [14] . Egy másik típusú reflektort használnak az „elektromágneses” litotripter felépítésénél, amelyben a mágneses tér által impulzált hengeres membrán hengeresen széttartó hullámot hoz létre. Ezt a hullámot a parabolának a fókuszon átmenő tengely körüli, a parabola tengelyére merőleges forgásával kialakított profillal a reflektor felé irányítják [16] . A visszaverő felület ezen alakjával a hengeres hullám a parabola fókuszában konvergál, amely a vesekő felé irányul; hasonló megközelítést alkalmaznak egyes terápiás ultrahangos applikátorok tervezésénél [17] .

Az ultrahang fókuszálására szolgáló reflektorok használatának hátrányai a terjedelmes kialakítás és a nem ideális visszaverődéssel járó veszteségek.

Az akusztikus lencsék és reflektorok – amelyek elve tulajdonképpen a klasszikus optikai megközelítéseket másolják – hiányosságait nagyrészt kiküszöbölik a homorú piezokerámia lemezeken alapuló akusztikára jellemző gömbsugárzók, amelyeket már a hatvanas évek végén kezdtek orvosi célokra használni [1 ] [18] [19] [20] [7] . Azóta a homorú piezokerámia lemezek sugárzó elemként történő alkalmazása általánossá vált az egyelemes fókuszáló ultrahang emitterek tervezésében. Az ilyen radiátorok nyilvánvaló költség- és gyártástechnológiai előnyei mellett előnyösebbek, mivel a polarizációval létrehozott piezoelektromos tengelyek iránya minden pontban egybeesik a görbületi középpont irányába.

Módszerek az akusztikus mezők és alapvető összefüggések kiszámításához

Számos külföldi kutató [21] [22] [23] munkája foglalkozik a hangfókuszáló rendszerek elméletével . Prof. L. D. Rozenberg [1] [24] , valamint tanítványainak (I. N. Kanevsky, K. A. Naugolnykh, E. V. Romanenko, M. G. Sirotyuk) munkái. Meghatározták azokat a kritériumokat, amelyek lehetővé teszik a fókuszrendszerek racionális megválasztását, tanulmányozták a fókuszterület tulajdonságait, tanulmányozták az akusztikus tér szerkezetét stb. L. D. Rozenberg [1] [24] és I. N. Kanevsky [ 25] monográfiájában , valamint hazai és külföldi szerzők korábbi elméleti és kísérleti munkáinak eredményeit foglalta össze az ultrahanghullámok fókuszálásának problémáival. A fókuszáló ultrahang-sugárzók alkalmazását az orvostudományban és a fiziológiában számos könyv és áttekintés tárgyalja [26] [7] [27] .

A fókuszáló rendszerek, köztük a gömbsugárzók akusztikus mezőinek kiszámításához gyakran alkalmaznak egy Rayleigh-integrálon alapuló módszert [21] . Ennek a módszernek az a lényege, hogy a sugárzó felületet végtelenül kis méretű elemi emitterek halmazának tekintjük, amelyek divergens gömbhullámokat bocsátanak ki. Ezután az emitter teljes komplex hangnyomását a mező minden pontjában meghatározzuk az egyes elemi emitterek hozzájárulásainak összegeként. A számításokban a Rayleigh-integrált hozzávetőlegesen a véges méretű egyedi elemek hozzájárulásainak összegeként ábrázoljuk. Ilyen elemekként leggyakrabban kis négyzet alakú radiátorokat [28] [29] vagy egyenlő területű gyűrű alakú elemeket [30] választanak, amelyekre a sugárzó felület fel van osztva. Ennek eredményeként a fókuszáló radiátor akusztikus nyomásának komplex amplitúdója, amelynek felülete harmonikusan oszcillál a törvény szerinti frekvencián, a [29] kifejezés szerint megtalálható : $p$ $\sim \exp(-i2\pi ft)$

p=-i{\frac {\rho ck}{2\pi }}\sum _{n}{\frac {v_{n}e^{(-\alpha +ik)R_{n}} }{R_{n}}}\Delta {}A_{n},

ahol a képzeletbeli egység, a szövet sűrűsége, a hang sebessége a szövetben, a hullámszám, a rezgési sebesség normálkomponensének komplex amplitúdója az i-edik elemi sugárzó felületén, ennek a radiátornak a területe, a csillapítási együttható a szövetben, és az elemi sugárzó középpontja és a margó kiszámításának pontja közötti távolság. $én$ $\rho$ $c$ $k=2\pi f/c$ $v_{n}$ $n$ $\Delta {}A_{n}$ $\alpha$ $R_n$

Bizonyos esetekben a Rayleigh-integrál használható analitikai módszerként az emitterek akusztikus mezőinek kiszámításához. Ilyen elemzés például elvégezhető egy gyakorlatilag fontos emitterre, amely alakja egy vastagságban egyenletesen oszcilláló gömb alakú tál része [1] . A fő geometriai jellemzők ebben az esetben a rekeszsugár és a gyújtótávolság , valamint az ezektől függő tál mélysége és a nyitási szög fele . Ilyen forrás esetén a Rayleigh integrál pontos kifejezést ad az akusztikus nyomás komplex amplitúdójára a szimmetriatengely mentén [21] : $a$ $F$ $h=F(1-\cos \alpha _{m})$ $\alpha _{m}=\mathrm {arcsin} (a/F)$

p(r=0,z)=p_{0}{\frac {e^{ikz}-e^{ikR_{\mathrm {max} }}}{1-z/F)),

ahol a keresztirányú koordináta a tengelytől mérve, a távolság a tengely mentén a sugárzó középpontjától, a hullám jellemző amplitúdója a forrásnál, a sugárzó felületének rezgési sebességének amplitúdója, a távolság a megfigyelési pontot a radiátor széléig. Ebből különösen következik az amplifikációs tényező kifejezése , ahol a hullám amplitúdója a fókuszban. $r$ $z$ ${\displaystyle p_{0}=\rho cv_{0))$ $v_{0}$ ${\displaystyle R_{\mathrm {max} }=F{\sqrt {1+(1-z/F)^{2}-2(1-z/F)\cos \alpha _{m))))$ $K_{p}=p_{F}/p_{0}=kF(1-\cos \alpha _{m})=kh$ $p_{F}=p(0,F)$

A fókuszáló emitterek akusztikus mezőinek vizsgálatai azt mutatják, hogy kis szögben egy majdnem sík hullám halad át a fókusztartományon a fő diffrakciós maximumon belül. Ezért a fókusztartományban a hangtér intenzitásának számításakor általában a síkhullámra vonatkozó arányt használják [1] [31] : . A nyomásamplitúdó fenti kifejezéséből a következő közelítő kifejezés következik a hullámintenzitás tengelyirányú függésére a fókusztartományban: ${\displaystyle \alpha _{m))$ $én$ $I=|p|^{2}/(2\rho c)$

I(r=0,z)=I_{F}\left({\frac {F}{z}}\right)^{2}\mathrm {sinc} ^{2}\left[{\ frac {K_{p}}{2}}\left({\frac {F}{z}}-1\right)\right],

ahol , az intenzitás a fókuszban, és a jellemző intenzitás az emitter felületén. Ezenkívül a fókuszsíkban jó közelítéssel a keresztirányú intenzitásprofil is kifejeződik $\mathrm {sinc} (x)=\sin x/x$ $I_{F}=K_{p}^{2}I_{0}$ $I_{0}=p_{0}^{2}/(2\rho c)$ $z=F$

I(r,z=F)=I_{F}\left[{\frac {2J_{1}(kar/F)}{kar/F}}\right]^{2},

hol van az elsőrendű első fajtájú Bessel-függvény. Az ilyen keresztirányú intenzitáseloszlást, amely egy kör alakú folt formájú, és diffrakciós gyűrűk veszik körül, az optikában Airy korongként ismerik . $J_{1}$

A maximális intenzitás a fókuszterület közepén nem túl nagy szögekben ( <45°) a forrásterület és a fókuszterület keresztmetszeti területének arányával fejezhető ki [1] ${\displaystyle \alpha _{m))$ ${\displaystyle \alpha _{m))$ $\pi a^{2}$ $\pi r_{0}^{2}$

I_{F}=3.7I_{0}{\frac {\pi a^{2}}{\pi r_{0}^{2}}}.

A 3,7-es faktor azt jelzi, hogy a fókuszterület közepén az intenzitás nagyobb, mint az átlagos intenzitás a teljes fókuszsíkon, és azt is figyelembe veszi, hogy a fókuszált energiának csak 84%-a halad át a fókuszponton, és 16%-a esik a másodlagos maximumok részesedése [1] . Nem túl kis nyitási szögeknél figyelembe kell venni, hogy a rezgési sebesség erősítési tényezője némileg eltér a nyomás erősítési tényezőjétől: $K_{v}$

K_{v}=K_{p}\cos ^{2}{\frac {\alpha _{m}}{2)),

ami miatt az intenzitásnövekedés is eltér a következőtől : $K_{I}$ $K_{p}^{2}$

K_{I}=K_{p}^{2}\cos ^{2}{\frac {\alpha _{m}}{2}}.

A kapott intenzitáseloszlási képletekből fontos egyszerű összefüggések következnek a fókuszterület méreteire: a fókuszterület sugara és hossza , ahol az ultrahang hullámhossza. Mindkét paramétert a fókuszhoz legközelebb eső intenzitásnullák határozzák meg. Például egy 1 MHz rezonanciafrekvenciájú, 42,5 és 70 mm sugarú és 70 mm-es gyújtótávolságú , =75° nyitási szögű radiátor esetén a fókusztartomány átmérője és hossza 3 és 15 mm, illetve a nyomás- és intenzitásnövekedés =60 , illetve =3255 [7] . $r_{0}=0,61\lambda F/a$ $l=2\lambda /(1-\cos \alpha _{m})$ $\lambda =c/f$ ${\displaystyle 2\alpha _{m))$ ${\displaystyle 2r_{0))$ $l$ $K_{p}$ $K_{I}$

A fent leírt egyszerű összefüggések lehetővé teszik a fókuszterület méreteinek és az egyelemes fókuszáló radiátorok erősítésének gyakorlati szempontból elfogadható pontosságú meghatározását. A fókuszált ultrahang legtöbb orvosi alkalmazásában, amikor a környezet aktív befolyásolására használják, olyan emittereket használnak, amelyeknél az átmérő megközelítőleg megegyezik a kibocsátó felület görbületi sugarával, vagyis a szög körülbelül 30 ° . Ebben az esetben a fókuszterület hossza körülbelül 5-6-szor nagyobb, mint az átmérője. Ha a szög kisebb, akkor a fókuszterület átmérőjének és hosszának aránya csökken, és ezáltal rontja a besugárzott objektumra gyakorolt helyi hatást [7] . ${\displaystyle \alpha _{m))$ ${\displaystyle \alpha _{m))$

Nagy hullámméretű források alkalmazásakor felmerül a kérdés, hogy a Rayleigh integrál alkalmazható-e a fókuszáló sugárzók által generált mezők kiszámítására. Egy másik probléma a fókuszáló sugárzók felületén a rezgéssebesség egyenletes eloszlására vonatkozó feltételezés szerepével kapcsolatos, mivel ez a feltétel szinte soha nem teljesül valódi piezokerámiából készült sugárzók alkalmazásakor. Egy sor cikk [32] [33] [34] [35] [36] foglalkozik e kérdések tanulmányozásával . E vizsgálatok eredményeit röviden a következőképpen lehet megfogalmazni [36] . A nagy hullámméretű homorú piezokerámia források akusztikus terét egy széles körben használt elméleti modell, amely a sugárzó felület egyenletes sebességeloszlásának feltételezésén alapul, helytelenül jósolja meg. Az elmélet és a kísérlet közötti eltérés fő oka az emitter felület oszcillációs sebességének inhomogén jellege a piezolemez szélén megjelenő Lamb hullámok miatt . A lemez szélétől a középpontig terjednek, és az oszcillációs sebesség amplitúdójában több mint 10%-os (néha sokkal nagyobb) változáshoz vezetnek a piezolemez rezgések vastagsági módusának amplitúdójához képest. Ezek a hibák a piezokompozit források esetében hiányoznak.

Mindazonáltal a Rayleigh-integrál nem síkbeli sugárzó felület esetén hozzávetőleges jellege ellenére nagy pontossággal lehetővé teszi egy nagy hullámméretű homorú forrás sugárzásának nagy pontosságú előrejelzését, és ezért használható a mezők kiszámítására. fókuszforrások mérsékelt fókuszszögben. A Rayleigh-integrál diffrakciós korrekciójának értéke egy kidolgozott numerikus algoritmus alapján számítható ki [34] [35] .

Az elméleti elemzés szempontjából nehezebb az az eset, amikor a fókuszált hullám olyan nagy intenzitású, hogy az akusztikus nemlinearitás hatásai is megjelennek. A nemlineáris módok jellemzőek a fókuszált ultrahang számos modern alkalmazására a terápiában. A fent említett akusztikus nyomás lineáris erősítési tényezője elérheti a több tízet vagy még többet is, ami oda vezet, hogy egyes ultrahang-sebészeti és litotripsziás rendszerekben a fókuszban az akusztikus nyomás csúcsértéke eléri a több tíz MPa-t, az intenzitás pedig eléri a kb. 10000-30000 W/cm 2 [37] [38] . Ilyen nagy intenzitási szinteken az akusztikus hullám elkezdi megváltoztatni a közeg tulajdonságait, ezért másképp terjed, mint az alacsony amplitúdójú hullámok. Különösen az eredeti szinuszos profil kezd torzulni, és bizonyos távolságon a hullám akár lökéssé is válhat [39] [40] [41] . Spektrális nyelven egy ilyen torzítás nagyfrekvenciás harmonikusok keletkezését jelenti, amelyek egyrészt intenzívebben nyelődnek el, másrészt jobban fókuszálnak. Emiatt a hullám amplitúdójának növekedésével a forrásnál az intenzitáserősítés először növekszik, majd csökkenni kezd. A forrásnál a hullám amplitúdójának további növekedésével a fókusz intenzitása megszűnik növekedni, azaz telítettség következik be. A csúcsnyomás telítettségi szint közelítőleg analitikusan kifejezhető, nagyságrendje , ahol a közeg akusztikus nemlinearitási paramétere [41] . A telítettségi szint specifikus értékelése némileg eltér impulzív és harmonikus források esetében [42] [43] . Pontosabb elemzés, amely lehetővé teszi az analitikai becslések finomítását és az összes fókuszálási jellemző leírását (hullámforma torzulás, lökésfrontok megjelenése, pozitív és negatív csúcsnyomások erősítésének különbsége stb.), numerikus szimulációval végezhető el. [44] . $K_{p}$ ${\displaystyle p_{sat))$ $p_{sat}\sim \rho c^{2}/\beta$ $\beta$

Konstrukciók

Adjuk meg az 1970-80-as években kifejlesztett gömbfókuszáló emitterek tervezésének leírását. a Szovjetunió Tudományos Akadémia Akusztikai Intézetében (AKIN) az orvostudományban és a fiziológiában való felhasználásra [7] [27] . A felhalmozott tapasztalatok szerint a fókuszált ultrahang orvosi alkalmazásaiban alapvető és olykor döntő fontosságú a lehető legkisebb méretű és tömegű emitterek (és az azokat tápláló generátorok) alkalmazása minden esetben. Ezek a tényezők különösen fontos szerepet játszanak a fókuszáló emitterek klinikai használatában.

A fókuszáló átalakítók sugárzó elemeként általában piezokerámia lemezeket használtak, amelyek gömb alakú héj részét képezték. A homorú piezokerámia lemezeken alapuló tipikus fókuszáló radiátorok rövid műszaki jellemzői a következők: lemezátmérő 20-85 mm; gyújtótávolság 15-70 mm; szög 20-36°; rezonanciafrekvencia a 0,5-3 MHz tartományban; lemezvastagság 0,8-4 mm, gyakoriságtól függően; lemezfelület 3-55 cm 2 ; a fókuszterület átmérője 1-6 mm, hossza 5-23 mm, frekvenciától függően. A maximális akusztikus teljesítmény egy 85 mm átmérőjű lemezen folyamatos üzemmódban 120 W, impulzus üzemmódban 800 W volt. Az emitterek tömege 150-400 g között mozgott, ami lehetővé tette egy szabványos sztereotaxiás készülék mikromanipulátorának használatát három, egymásra merőleges irányú irányított mozgásukhoz [7] [27] . A radiátorok testére különböző magasságú cserélhető kúpokat helyeztek, melyek kimenetére vékony hangátlátszó polietilén fóliát feszítettek. Egy levehető fókuszmutatót biztosítottak, amelynek csúcsa a fókuszterület közepéhez volt igazítva. A piezokerámia lemez és a film közötti kúp belső térfogatát gáztalanított vízzel töltöttük fel. ${\displaystyle \alpha _{m))$

A legtöbb emitterben a kúpvágás és a fókuszterület közepe közötti távolság állandó volt, és a kísérlet körülményei határozták meg. A fókuszáló radiátorok számos kivitelénél ez a távolság a szükséges határokon belül változtatható volt a radiátorházba szerelt mechanikus eszközzel, és a piezokerámia lemezt a kúp kimenetéhez képest mozgatva [7] [27] .

Azokban az esetekben, amikor nagy aktív felületű emitterekre volt szükség, amelyeket nehéz volt egyetlen piezokerámia lemezből legyártani, az ún. "mozaik" emitterek, amelyek egy fém (például alumínium) félhullámú héjra ragasztott egyedi elemek halmaza gömb formájában [1] [7] .

Az 1990-es évek közepéig. A fókuszáló radiátorok aktív elemeinek anyagaként a piezokerámiák különféle, sugárzásra jól használható módosításait alkalmazták (például ólomcirkonát-titanát stb.). A piezokompozit anyagok ilyen célú felhasználásának azonban jelentős előnyei mutatkoztak be [45] [33] [46] [47] [48] . Tehát egy széles körben használt kompozit anyag 1-3 típusú csatlakozással kis ólom-cirkonát-titanát rudakból áll, amelyek kis sűrűségű polimerben helyezkednek el. A piezokerámiák térfogatkoncentrációja 20-70% [49] , az akusztikus impedancia pedig megközelítőleg az ólom-cirkonát-titanát impedancia töredéke. Úgy gondolják, hogy ez az anyag a 21. században dominánssá válik az orvosi transzducerek fejlesztésében [50] Előnyei között nemcsak a csökkentett impedancia, amely lehetővé teszi a szövettel való jobb illeszkedést, hanem a keresztirányú viszonylag gyenge anyagrezgés is.

Íme a fókuszált ultrahang gyógyászatban történő felhasználásával foglalkozó különböző külföldi kutatóközpontokban használt extrakorporális (azaz emberi vagy állati testen kívül telepített) fókuszáló emitterek paraméterei. A Suttoni Királyi Marsden Kórház Rákkutató Intézetében, az Egyesült Királyság Rákkutató IntézetébenA Royal Marsden Kórház, Egyesült Királyság (Prof. G. ter Haar et al.) a klinikai használatra leggyakrabban használt fókuszáló emitter prototípus [51] . Az emitter piezoelektromos kerámiából készül, 0,57 MHz alapfrekvenciával; a munka a harmadik harmonikuson, azaz 1,7 MHz frekvencián történik. A gyújtótávolság 150 mm; a teljes átmérő 100 mm, a lemez aktív része 84 mm. A fókuszterület méretei a maximális intenzitás felénél a fókuszban a következők: hossz 19 mm, átmérő 1,64 mm.

Francia kutatók egy csoportja ( INSERM, Lyon, Franciaország ; Prof. Catignolle, Dr. Chaplon et al.) különféle gömbradiátorokat használ, különösen 100 mm-es sugarú, 100 mm-es nyílású és körülbelül 1 MHz, mind piezokerámiából ( P1-60, Quartz et Silice, Nemours, Franciaország ), mind piezokompozitból 1-3 ( Imasonic Besancon, Franciaország ) [33] .

A Harvard Medical School terápiás ultrahang laboratóriumában , Brigham and Women's Hospital , Boston, Boston, USA, különféle gömb alakú emittereket is használnak, különösen 100 mm átmérőjűek, 80 vagy 100 mm fókusztávolságúak és 1,5 MHz frekvenciájúak, amelyeket a rákos daganatok elpusztítására terveztek MRI kontroll alatt [30] .

Laboratóriumában prof. Ch. Kane University of Michigan , USA 63,5 mm átmérőjű, azonos gyújtótávolságú fókuszáló emittert használt egy 13 mm átmérőjű diagnosztikai érzékelőhöz [52] . Az ultrahang frekvencia 1,44 MHz, a maximális elektromos teljesítmény pedig 120 W volt az illesztett terhelés mellett, ami lehetővé tette a fókusztartományban 2000 W/ cm2 -nek megfelelő csúcsintenzitás elérését .

Az elmúlt évtizedben a HAIFU Technology Company, a Chongqing University of Medical Sciences által Kínában kifejlesztett fókuszrendszereket széles körben alkalmazták az ultrahangos sebészetben fókuszált ultrahang segítségével., Chongqing, Kína. Az egyelemes jelátalakítóra épülő rendszerek műszaki jellemzői a következők: frekvencia 0,8-2,4 MHz, rekesznyílás 12-15 cm, gyújtótávolság 9-15 cm között hat cserélhető alumínium lencse használatával, csúcsintenzitás fókuszban , vízben mérve körülmények között szabad tér 5-15 kW/cm2 [ 53] . Az emitter közepén egy lyuk volt a diagnosztikai transzducer elhelyezésére a daganatok megjelenítésére és a műtéti művelet valós idejű monitorozására.

Az extracorporalis emitterek mellett a prosztata sebészeti kezelésére szolgáló intracavitaris fókuszáló rendszerek is klinikai alkalmazásra találtak. Az erre a célra szolgáló ultrahangos módszer a végbélfallal párhuzamosan mechanikusan mozgatott, transzrektálisan behelyezett, fix fókusztávolságú, egyelemes fókuszáló transzducer alkalmazásán alapul. Ennek a módszernek a fejlesztésében és klinikai alkalmazásában a legnagyobb sikert mostanra két kutatócsoport érte el - az USA-ban és Franciaországban. Közülük az első ( Focal Surgery Inc., Milpitas, Kalifornia, USA ) fejlesztette ki a Sonablate készüléket [54] prosztata szövetek destrukciójára, több cserélhető, mechanikusan mozgatható 45 mm-ig terjedő, 4-es frekvenciájú egyelemes emitterrel. MHz és különböző gyújtótávolságokkal (30, 35 és 40 mm). A második csoport ( TechnoMed, Franciaország ) megalkotta az Ablatherm készüléket , amelyben egy 35 mm átmérőjű egyelemes fókuszáló radiátor 35 mm fókusztávolságú volt, és 2,25 MHz-es frekvencián gerjesztették [55] .

A fókuszált ultrahang orvosi alkalmazásaiban egyre inkább elterjedtek a tengelyen furattal ellátott fókuszáló emitterek kialakítása annak érdekében, hogy a közeg ultrahangos leképezésére szolgáló eszköz érzékelőjét beépítsék. Ennek következménye a fókuszban a maximális intenzitás csökkenése, valamint a maximális intenzitás felének szintjén a tartományszélesség némi szűkülése és ugyanezen tartomány megnyúlása az akusztikai tengely irányában. Ezeket a kérdéseket mennyiségi szinten tárgyalja például a [23] [56] .

Alkalmazások

A fókuszáló ultrahangsugárzók fő alkalmazási területe az orvostudomány. Cikkek százait és számos könyvet szenteltek a fókuszált ultrahang orvosi alkalmazásainak [4] [2] [7] [13] [27] , lásd még: High Intensity Focused Ultrasound in Medicine .

Bár a nagy intenzitású ultrahangot nagyon széles körben alkalmazzák az iparban, elsősorban ultrahangos tisztításra [57] [58] [59] , az iparban ritkán alkalmaznak fókuszáló radiátorokat, valószínűleg azért, mert ilyenkor ritkán kell kis térfogatot lokálisan befolyásolni, előre a környezet bizonyos területére. A fókuszáló emitterek azonban hasznos alkalmazásokat találtak folyadékok permetezésére, a levegő párásítására és aeroszolok létrehozására [59] [60] . Sokkal kisebb intenzitású fókuszáló ultrahang-sugárzókat használnak a hanglátásban, az orvosi diagnosztikában és az anyagok ultrahangos roncsolásmentes vizsgálatában [12] a hangnyomás növelése és a keresztirányú felbontás javítása érdekében.

Előnyök és hátrányok

A gömbhéj alkatrészét képező felületű egyelemes fókuszáló jelátalakítók lényeges előnye a tervezés, a gyártás és a gyakorlati felhasználás viszonylagos egyszerűsége. Az ilyen fókuszáló rendszerek jelentős hátránya azonban a rögzített gyújtótávolság. Mivel az emitter fókusztartományának térfogata általában sokkal kisebb, mint a befolyásolni kívánt közeg térfogata, eszközöket kell biztosítani az emitter kényelmes mechanikai mozgatásához a tárgyhoz képest. Erre a célra modern automatizált mechanikus rendszerek (pozícionálók) használhatók. Azonban még itt is vannak nehézségek. Ha az ultrahang hatásterülete elég nagy, akkor a rögzített gyújtótávolságú radiátorok használata nem mindig a legjobb választás, még akkor sem, ha automatizált mechanikus rendszereket használnak ezek mozgatására. Itt természetesen lényegesen szélesebb lehetőségek vannak az ultrahangos fázisú tömbökben [2] .

Jegyzetek

↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 Rosenberg, L. D. Focusing ultrasound emitters // In the book: Physics and Technology of Powerful Ultrasound / Szerk. L. D. Rozenberg. Könyv. 1. Erőteljes ultrahang forrásai. - M .: Nauka, 1967. - C. 149-206.
↑ 1 2 3 4 Gavrilov, L. R. Fókuszált, nagy intenzitású ultrahang az orvostudományban. - M.: Fazis, 2013. -656 p. — ISBN 978-5-7036-0131-2
↑ Burov, A. K. Magas intenzitású ultrahang elérése folyadékban // Acoustic Journal. - 1958. - V. 4., 4. sz. - S. 315-320.
↑ 1 2 3 4 Ultrahang az orvostudományban. Az alkalmazás fizikai alapjai Szerk. K. Hill, J. Bamber, G. ter Haar. Per angolból. szerk. L. R. Gavrilova, V. A. Khokhlova, O. A. Sapozhnikova. — M.: Fizmatlit, 2008, 544 p., 67 p.
↑ Greutzmacher, J. Piezoelektrishe Kristall mit Ultrashall konvergenz // Zh. Phys. −1935. - V. 96. - 342.
↑ Lynn, YG, Zwemer, RL, Chick, AJ, Miller, AE Új módszer a fókuszált ultrahang előállítására és használatára a kísérleti biológiában // Journ. Gener. fiziol. - 1942. -V. 26. - P. 179-193.
↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Gavrilov, L. R., Tsirulnikov, E. M. Fókuszált ultrahang a fiziológiában és az orvostudományban. - L .: Nauka, 1980. - 199 p.
↑ Fry, FJ Precíziós, nagy intenzitású fókuszáló ultrahangos gépek műtétekhez // Amer. J Phys. Med. - 1958. - V. 37., 3. sz. - P. 152-156.
↑ 1 2 3 Aström, K. E., Bell, E., Ballantine, N. T., Heidensleben, E. Kísérleti neuropatológiai vizsgálat a nagyfrekvenciás fókuszált ultrahang hatásáról a macska agyára // J. neuropathol. Exp. Neurol. - 1961. - V. 20., 4. sz. - P. 484-520.
↑ Lele, PP Mély fokális elváltozások előállítása fókuszált ultrahanggal - jelenlegi állapot // Ultrasonics. - 1967. - V. 5. - P. 105-112.
↑ Fry, FJ, Ades, HW, Fry WJ Reverzibilis változások előállítása a központi idegrendszerben ultrahanggal // Tudomány. - 1958. - V. 127., 3289. sz. - P. 83-84.
↑ 1 2 Szabó, TL Diagnosztikai ultrahangos képalkotás: belülről kifelé. 2. kiadás. – Oxford, Egyesült Királyság, Academic Press (Elsevier), 2014. – p. 130.
↑ 1 2 3 4 Bailey, M. R., Khokhlova, V. A., Sapozhnikov, O. A., Kargl, S. G., Cram L. A. A terápiás ultrahang biológiai szövetekre gyakorolt hatásának fizikai mechanizmusai (Review) / / "Acoustic Journal" - 2003. - T. , No. 4. - C. 437-464.
↑ 1 2 3 Leighton, TG, Cleveland, RO Lithotripsy // Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, H. rész: Journal of Engineering in Medicine. −2010. -V. 224, 2. sz. - P. 317-342.
↑ Naugolnykh, K. A., Roy, N. A. Elektromos kisülések vízben. — M.: Nauka. - 1971. - 155 p.
↑ Rassweiler, J., Henkel, TO, Kohrmann, KU, Potempa, D., Junemann, KP, Alken, P. Lithotripter technológia: jelen és jövő // Journal of Endourology. - 1992. - V. 6., 1. sz. -P. 1-13.
↑ Sinelnikov, E. D., Field, T., Sapozhnikov, O. A. A termikus pusztulási zóna kialakulásának mintái a pitvarfibrilláció kezelésében katéteres ultrahangos ablációval // Acoustic Journal. - 2009. - T. 55, 4-5. - S. 641-652.
↑ Warwick, R., Pond, J. Nagy intenzitású fókuszált ultrahang (nagyfrekvenciás mechanikai hullámok) által előidézett nyom nélküli elváltozások idegszövetekben // J. Anat. - 1968. - V. 102., 3. sz. - P. 387-405.
↑ Fry, FJ, Heimburger, RF, Gibbons, LV, Eggleton RC Ultrahang az agyszövetek megjelenítéséhez és módosításához // IEEE Trans. a Sonics-on és az Ultrasonics-on. - 1970. - V. SU-17, 3. sz. - P. 165-169.
↑ Avirom, V. M., Adrianov, O. S., Vykhodtseva, N. I., Gavrilov, L. R., Mering, T. A., Sirotyuk, M. G. A mély agyi struktúrák megsemmisítése fókuszált ultrahang segítségével // Journal. magasabb ideges tevékenység - 1971. - V. 21., 5. sz. - S. 1110-1113.
↑ 1 2 3 O'Neil, H. T. A fókuszáló radiátorok elmélete // J. Acoust. szoc. Am. - 1949. -V. 21., 5. sz. - P. 516-526.
↑ Kossoff, G. Szférikusan ívelt transzducerek fókuszáló hatásának elemzése // Ultrasound in Med. és Biol. - 1979. - V. 5., 4. sz. - P. 359-365.
↑ 1 2 Clarke, RL Az intenzitáseloszlás módosítása nagy apertúrájú ultrahangforrásokból // Ultrasound in Med. és Biol. - 1995. - V. 21., 3. sz. - P. 353-363
↑ 1 2 Rosenberg, L. D. Hangfókuszáló rendszerek. — M.: AN SSSR, 1949. — 112 p.
↑ Kanevsky, I. N. Hang- és ultrahanghullámok fókuszálása. — M.: Nauka, 1977. — 336 p.
↑ Fry, FJ Intense fókuszált ultrahang: előállítása, hatásai és felhasználása // In: Ultrahang: alkalmazásai az orvostudományban és a biológiában / FJ Fry szerk. New York: Elsevier, 1978. Pt. 2. - P. 689-736.
↑ 1 2 3 4 5 Vartanyan, I. A., Gavrilov, L. R., Gershuni, G. V., Rosenblum, A. S., Tsirulnikov, E. M. Érzékszervi észlelés. Kutatási tapasztalat fókuszált ultrahang segítségével. - L .: Nauka, 1985. - 189 p.
↑ Ocheltree, K., Frizzell, L. Hangtérszámítások téglalap alakú forrásokhoz // IEEE Trans. ultrahang. Ferroelektromos. frekv. Ctrl. - 1989. - V. 36., 2. sz. - P. 242-248.
↑ 1 2 Goss SA, Frizell LA, Kouzmanoff JT, Barich JM, Yang JM Sparse random ultrasound phased array for fokális műtét // IEEE Trans. ultrák. Ferroelektromos. frekv. Ctrl. 1996. V. 43. No. 6. P. 1111-1121.
↑ 1 2 Cline, HE, Hynynen, K., Watkins, RD, Adams, WJ, Schenck, JF, Ettinger, RH, Freund, WR, Vetro, JP, Jolesz, FA Focused US system for MR imaging-guided tumor ablation / / Radiológia. - 1995. - V. 194., 3. sz. - P. 731-737.
↑ Bergmann, L. Der Ultraschall und seine Anwendung in Wissenschaft und Technik / Zürich, 1954. (Oroszra fordítva: Bergman L. Ultrasound and its application in science and technology / M .: IL. 1956. - 726 p.)
↑ Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Zhang, J. Lamb waves in piezoelectric fókuszed radiátor, mint oka az eltérésre az O'Neil-képlet és a kísérlet között // J. Acoust. szoc. Am. - 1997. - V. 101., 3. sz. - P. 1286-1297.
↑ 1 2 3 Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Theillere, Y. Piezoceramic and piezocomposite fókuszált radiátorból kisugárzott akusztikus mezők összehasonlítása // J. Acoust. szoc. Am. - 1999. - V. 105., 5. sz. - P. 2612-2617.
↑ 1 2 Katignol, D., Sapozhnikov, O. A. A Rayleigh-integrál alkalmazhatóságáról egy konkáv fókuszáló radiátor mezőjének számítására // Acoustic Journal - 1999. - V. 45, No. 6. - P. 816- 824.
↑ 12 _ _ _ - 2002. - T. 48., 6. sz. - S. 813-821.
↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A. Erőteljes ultrahangsugarak: források diagnosztikája, lökéshullámok önműködése és a közegre gyakorolt hatás litotripszia során. Disz.: Dr. Fiz.-Matek. n. - M. 2008. -296 p.
↑ Wu, F., Wang, ZB, Chen, WZ, Zou, JZ, Bai, J., Zhu, H., Li, KQ, Xie, FL, Jin, CB, Su, HB és Gao, GW Extracorporeal fókusz ultrahang műtét humán szilárd karcinómák kezelésére: korai kínai klinikai tapasztalat // Ultrasound Med. Biol. - 2004.-V. 30, 2. sz. -P. 245-260.
↑ Kreider, W., Yuldashev, PV, Sapozhnikov, OA, Farr, N., Partanen, A., Bailey, MR, Khokhlova, VA Többelemes klinikai HIFU rendszer jellemzése akusztikus holográfiával és nemlineáris modellezéssel // IEEE Transactions az ultrahangról, a ferroelektrikáról és a frekvenciaszabályozásról. −2013. -V. 60., 8. sz. - P. 1683-1698.
↑ Zarembo, L. K., Krasilnikov, V. A. Bevezetés a nemlineáris akusztikába (Nagy intenzitású hang- és ultrahanghullámok). - M .: Nauka, 1966, - 519 p.
↑ Rudenko, O. V., Soluyan, S. I. A nemlineáris akusztika elméleti alapjai. — M.: Nauka, 1975. — 287 p.
↑ 1 2 Sapozhnikov, OA Nagy intenzitású ultrahanghullámok folyadékokban: Nemlineáris terjedés és hatások. / In: Power Ultrasonics. A nagy intenzitású ultrahang alkalmazásai, szerk. Gallego-Juarez, JA és Graff, KF II. fejezet. Woodhead Publishing Series in Electronic and Optical Materials, No. 66. - Cambridge: Elsevier, 2015. - P. 9-35.
↑ Bacon, DR A diagnosztikai ultrahangban használt impulzusmezők véges amplitúdó-torzítása // Ultrasound Med. Biol. −1984. - V. 10., 2. sz. -P. 189-195.
↑ Rudenko, O. V., Sapozhnikov, O. A. Lökésfrontot tartalmazó hullámsugarak önműködési jelenségei // Uspekhi fizicheskikh nauk. - 2004. - T. 174., 9. sz. -S. 973-989.
↑ Karzova, M. M., Averyanov, M. V., Sapozhnikov, O. A., Khokhlova, V. A. Mechanisms of saturation of nonlinear pulsed and periodic signals in focused acoustic beams // Acoustic Journal. - 2012. -T. 58, 1. sz. - S. 93-102.
↑ Kluiwstra, JU, McGough, RJ, Cain, CA Terápiás ultrahang fázisú tömbök: gyakorlati megfontolások és tervezési stratégiák // IEEE Ultrason. Symp. Proc. - 1996. - P. 1277-1280.
↑ Chapelon, JY, Cathignol, D., Cain, C., Ebbini, E., Kluiwstra, JU, Sapozhnikov, OA, Fleury, G., Berriet, R., Chupin, L., Guey, JL Új piezoelektromos átalakítók terápiás ultrahang // Ultrahang in Med. & biol. - 2000. - V. 26., 1. sz. - P. 153-159.
↑ Fleury, G., Berriet, R., Le Baron, O., Huguenin, B. Új piezokompozit transzducerek terápiás ultrahanghoz / 2nd International Symposium on Therapeutic Ultrasound. Seattle - 2002.07.31. - 02.08.
↑ Cathignol, D. Nagy intenzitású piezoelektromos források orvosi alkalmazásokhoz: technikai szempontok // In Nonlinear Acoustics at the Beginning of the 21st Century / Szerk. Rudenko OV és Sapozhnikov OA (Proc. of 16th ISNA, Moszkva, 2002). - 2002. - V. 1. - R. 371-378.
↑ Shung, KK, Zipparo, M. Ultrahangos átalakítók és tömbök // IEEE Engineering in Med. és Biol. — 1996. nov/dec. — P. 20-30.
↑ Foster, F.S. Transducer anyagok és szonda konstrukció // Ultrasound in Med. és Biol. 2000. - V. 26., Melléklet. 1. - P. S2-S5.
↑ Rivens, IH, Clarke, RL, ter Haar, GR Fókuszált ultrahang műtéti transzducerek tervezése // IEEE Trans. ultrahang. Ferroelektromos. frekv. Ctrl. - 1996. - V.43, 6. sz. - P. 1023-1031.
↑ Kluiwstra, J.-UA, Tokano, T., Davis, J., Strickberger, SA, Cain, CA Real time image guided high intensity focused ultrasound for myocardial ablation: In vivo study / In Proc. IEEE ultrahang. Symp. - 1997. - P. 1327-1330.
↑ Kennedy, JE, Wu, F., ter Haar, GR, Gleeson, FV, Phillips, RR, Middleton, MR, Cranston, D. Nagy intenzitású fókuszált ultrahang májtumorok kezelésére // Ultrasonics. - 2004. - V. 42, 1-9. - P. 931-935.
↑ Foster, RS, Bihrle, R., Sanghvi, NT, Fry, FJ, Donohue, JP Nagy intenzitású fókuszált ultrahang a prosztatabetegségek kezelésében // Eur. Urol. - 1993. - V. 23., Suppl. 1. - P. 29-33.
↑ Gelet, A., Chapelon, JY, Margomari, J., Theillere, Y., Gorry, F., Souchon, R., Bouvier, R. High-intensity focused ultrasound experimentation on human benign prostattic hypertrophy // Eur. Urol. - 1993. - V. 23., Suppl. 1. - P. 44-47.
↑ Beissner, K. Néhány alapvető összefüggés a központi furatú kör alakú transzducerek ultrahangtereihez // J. Acoust. szoc. Am. - 2012. - V. 131., 1. sz. - P. 620-627.
↑ A nagy teljesítményű ultrahang fizika és technológiája / Szerk. L. D. Rozenberg. Könyv. 3. Az ultrahangos technológia fizikai alapjai. — M.: Nauka, 1970. — 682 p.
↑ Harvey, G., Gachagan, A., Mutasa, T. A nagy teljesítményű ultrahang áttekintése – ipari alkalmazások és mérési módszerek // IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. - 2014. - V. 61., 3. sz. - P. 481-495.
↑ 12 Power Ultrasonics . A nagy intenzitású ultrahang alkalmazásai, szerk. Írta: Gallego-Juarez, JA és Graff, KF Cambridge: Elsevier, Woodhead Publishing. - 2015. - 1167 p., ISBN 978-1-78242-028-6
↑ Akopyan, V. B., Ershov, Yu. A. Az ultrahang és a biológiai tárgyak kölcsönhatásának alapjai / M .: MSTU im. N. E. Bauman, 2005. - 223 p.

Irodalom

Rozenberg L.D. Focusing ultrasound emitters // A könyvben: Az erős ultrahang fizika és technológiája / Szerk. L. D. Rozenberg. Könyv. 1. Erőteljes ultrahang forrásai. - M . : "Nauka", 1967. - S. 149−206 .
Gavrilov L. R. Fókuszált nagy intenzitású ultrahang az orvostudományban. - M. : "Fázis", 2013. - 656 p. — ISBN 978-5-7036-0131-2 .
Gavrilov L. R., Tsirulnikov E. M. Fókuszált ultrahang a fiziológiában és az orvostudományban. - L. : "Nauka", 1980. - 199 p.
Vartanyan, I. A., Gavrilov, L. R., Gershuni, G. V., Rosenblum, A. S., Tsirulnikov, E. M. Érzékszervi észlelés. Kutatási tapasztalat fókuszált ultrahang segítségével. - L .: Nauka, 1985. - 189 p.
Hill K.R., Bamber J., ter Haar G. eds. Ultrahang az orvostudományban. Az alkalmazás fizikai alapjai. / Per. angolról. - M . : "Fizmatlit", 2008. - 544 p. - ISBN 978-5-9221-0894-2 .
Szabó, TL Diagnosztikai ultrahangos képalkotás: belülről kifelé. 2. kiadás. – Oxford, Egyesült Királyság, Academic Press (Elsevier), 2014, 572. o.
Bailey, M. R., Khokhlova, V. A., Sapozhnikov, O. A., Kargl, S. G., Cram, L. A. A terápiás ultrahang biológiai szövetre gyakorolt hatásának fizikai mechanizmusai (áttekintés). - Akust.zh., 2003, 49. kötet, 4. szám, 437-464.
Akopyan, V. B., Ershov, Yu. A. Az ultrahang és a biológiai tárgyak kölcsönhatásának alapjai / M.: MSTU im. N. E. Bauman, 2005. - 223 p.