Jednoprvkové zaostřovací ultrazvukové měniče

Jednoprvkové fokusační ultrazvukové zářiče  jsou zařízení vytvářející fokusované ultrazvukové paprsky a jsou vyrobeny ve formě jediného piezoelektrického vyzařovacího prvku , jehož povrch má ve většině případů kulový nebo válcový tvar [1] . Nejrozšířenější jsou tzv. sférické fokusační zářiče, které jsou ve tvaru kulového segmentu ve formě misky, jejíž průměr je mnohem větší než vlnová délka ultrazvuku [1] . V takových systémech má vlnoplocha sbíhající se do ohniska původně sférický tvar, což vede ke koncentraci ultrazvukové energie v ohniskové oblasti. Průměr ohniskové oblasti je mnohem menší než průměr zářiče a je řádově srovnatelný s vlnovou délkou ultrazvuku. Díky této vlastnosti intenzita ultrazvuku v ohnisku výrazně převyšuje intenzitu na povrchu zdroje. Spolu s jednoprvkovými zářiči mohou být soustředěné paprsky vytvářeny s víceprvkovými zářiči ( fázovaná anténní pole ), které jsou složitější v designu a ovládání, které zde nejsou uvažovány.

V klinické a experimentální medicíně se nejvíce používají jednoprvkové fokusační ultrazvukové zářiče [2] . Obvykle intenzita na povrchu piezokeramických ultrazvukových zářičů při dlouhodobém provozu nepřesahuje 10 W / cm 2 a pokud je zářič dobře chlazený - 20-40 W / cm 2 . Záznamové hodnoty intenzity získané na povrchu piezoelektrických desek v režimu kontinuálního záření dosahují 300 W/cm 2 [3] . Přitom při použití moderních zaostřovacích systémů, včetně jednoprvkových zářičů, není obtížné získat stovky a tisíckrát vyšší intenzity ultrazvuku v ohnisku a dosáhnout úrovní řádově tisíců a desetitisíců wattů na 1 cm 2 [1] [4] . To umožňuje při použití určitých parametrů ultrazvukové expozice neinvazivně vyvolat v hlubokých tkáních těla řadu stimulačních a terapeutických účinků a také vytvořit destrukci předem stanovené velikosti bez poškození okolních tkání, což je nesmírně důležité pro lékařství [2] [4] .

Historie

Zaostřovací zářiče vyrobené z křemene , jejichž povrchy dostaly konkávní tvar, byly poprvé navrženy v polovině 30. let [5] [1] . V roce 1942 byl jeden z prvních takových zářičů použit při experimentech na vzorcích jater a při vystavení zaměřenému ultrazvuku na mozkové struktury zvířat přes lebku [6] . Takové zářiče byly nejen drahé a obtížně vyrobitelné, ale také neumožňovaly vytvořit správnou soufázovou vlnoplochu v důsledku směrové závislosti piezoelektrických vlastností křemene. Jelikož elektrická osa krystalu svírá s normálou v různých bodech kulové plochy různé úhly, je vyzářená energie po jejím povrchu rozložena nerovnoměrně [1] . Z křemene tedy nelze vyrobit fokusační zářič s velkým povrchovým zakřivením [7] .

Fokusační zářiče pro použití v medicíně, vyrobené koncem 50. let, byly vyrobeny na bázi plochých křemenných zářičů s fokusačními čočkami vyrobenými z plastů [8] [9] [10] . V laboratoři prof. W. Fry ( eng.  W. Fry ), USA, použil konstrukci sestávající ze čtyř zaostřovacích zářičů, jejichž vzájemná poloha byla regulována tak, aby se ohniskové oblasti všech zářičů vzájemně shodovaly [9] [11] .

Významnou nevýhodou takových ostřících systémů je nejen složitost konstrukce, ale také fakt, že až 40 % emitované akustické energie je pohlceno v ostřící čočce [9] . Navíc v důsledku rozdílu v akustické impedanci čočky a prostředí šíření se část energie vln odráží od rozhraní a není správně zaostřena. Přehřívání čoček a v důsledku toho jejich poškození je zvláště výrazné při vysokých frekvencích a vysokých intenzitách ultrazvuku. I přes tyto nedostatky se ostření čočkami aktivně využívá v moderních ostřících zařízeních. V ultrazvukových senzorech používaných v lékařské diagnostice se tedy používají cylindrické čočky pro nastavení snímací plochy ve formě tenké vrstvy [12] [4] . Zaostřování čočkou je použito v jedné z konstrukcí litotriptoru elektromagnetických rázových vln [13] [14] . S příchodem 3D tisku se výroba akustických čoček zjednodušila a lze očekávat větší využití.

Další metodou pro vytváření fokusovaných akustických polí je metoda založená na odrazu rovinných nebo sféricky divergentních vln od konkávních povrchů. Historicky byla tato fokusační metoda široce používána při mimotělní litotrypsii rázovou vlnou. V elektrohydraulických litotryptorech se tedy jako zdroj rázové vlny používá elektrický výboj ve vodě [13] [14] [15] . K zaměření tohoto pulsu na ledvinový kámen se používá kovový reflektor, jehož povrch je vytvořen ve formě rotačního poloelipsoidu. V jednom z elipsoidních ohnisek se vytvoří elektrický výboj a cíl (ledvinový kámen) se umístí do druhého ohniska. Sféricky divergentní silný akustický impuls vybuzený elektrickým výbojem se změní na fokusovanou vlnu sbíhající se v druhém ohnisku elipsoidu [13] [14] . Jiný typ reflektoru se používá při konstrukci „elektromagnetického“ litotryptoru, ve kterém válcová membrána pulzovaná magnetickým polem vytváří válcově rozbíhavou vlnu. Tato vlna je směrována do reflektoru s profilem tvořeným rotací paraboly kolem osy procházející ohniskem a kolmé na osu paraboly [16] . Při tomto tvaru odrazné plochy se válcová vlna sbíhá v ohnisku paraboly, která směřuje k ledvinovému kameni; podobný přístup je používán v návrzích některých terapeutických ultrazvukových aplikátorů [17] .

Nevýhodou použití reflektorů pro zaostřování ultrazvuku je objemná konstrukce a ztráty spojené s neideálním odrazem.

Nedostatky vlastní akustickým čočkám a reflektorům, jejichž princip vlastně kopíruje klasické optické přístupy, do značné míry odstraňují sférické zářiče specifické pro akustiku na bázi konkávních piezokeramických desek, které se pro lékařské účely začaly používat již koncem 60. let [1] ] [18] [19] [20] [7] . Od té doby se použití konkávních piezokeramických desek jako vyzařovacího prvku stalo běžným způsobem navrhování jednoprvkových zaostřovacích ultrazvukových zářičů. Kromě zřejmých výhod v ceně a výrobní technologii takových zářičů jsou výhodnější, protože směr piezoelektrických os vytvořených polarizací v každém bodě se shoduje se směrem ke středu zakřivení.

Metody výpočtu akustických polí a základních vztahů

Teorii zvukových zaostřovacích systémů se věnují práce řady zahraničních badatelů [21] [22] [23] . Knihy prof. L. D. Rozenberg [1] [24] , stejně jako díla jeho žáků (I. N. Kanevskij, K. A. Naugolnykh, E. V. Romaněnko, M. G. Sirotjuk). Stanovili kritéria, která umožňují racionální volbu zaostřovacích systémů, studovali vlastnosti ohniskové oblasti, studovali strukturu akustického pole atd. V monografiích L. D. Rozenberga [1] [24] a I. N. Kanevského [ 25] Aplikace fokusačních ultrazvukových zářičů v medicíně a fyziologii byla diskutována v řadě knih a recenzí [26] [7] [27] .

Pro výpočet akustických polí fokusačních systémů včetně sférických zářičů se často používá metoda založená na použití Rayleighova integrálu [21] . Podstatou této metody je, že vyzařovací plocha je považována za soubor elementárních zářičů nekonečně malých rozměrů vyzařujících divergentní sférické vlny. Potom se celkový komplexní akustický tlak zářiče v každém bodě pole určí jako součet příspěvků každého elementárního zářiče. Ve výpočtech je Rayleighův integrál reprezentován přibližně jako součet příspěvků jednotlivých prvků, které mají konečnou velikost. Jako takové prvky jsou nejčastěji voleny například malé čtvercové radiátory [28] [29] nebo prvky ve tvaru prstenců o stejné ploše [30] , na které je vyzařovací plocha rozdělena. Výsledkem je, že komplexní amplitudu akustického tlaku fokusačního zářiče, jehož povrch harmonicky kmitá na frekvenci podle zákona , lze nalézt podle výrazu [29] :

kde  je imaginární jednotka,  je hustota tkáně,  je rychlost zvuku ve tkáni,  je vlnové číslo,  je komplexní amplituda normální složky vibrační rychlosti na povrchu i-tého elementárního zářiče,  je plocha tohoto zářiče,  je koeficient útlumu v tkáni a  je vzdálenost od středu elementárního zářiče k bodu, kde se počítá okraj.

V některých případech může být Rayleighův integrál použit jako analytická metoda pro výpočet akustických polí emitorů. Takovou analýzu lze provést například pro prakticky důležitý zářič, který je tvarově součástí kulové misky rovnoměrně oscilující po tloušťce [1] . Hlavními geometrickými charakteristikami jsou v tomto případě poloměr clony a ohnisková vzdálenost , jakož i hloubka misky a polovina úhlu otevření, které na nich závisí . Pro takový zdroj dává Rayleighův integrál přesné vyjádření komplexní amplitudy akustického tlaku podél osy symetrie [21] :

kde  je příčná souřadnice měřená od osy,  je vzdálenost podél osy od středu zářiče,  je charakteristická amplituda vlny u zdroje,  je amplituda vibrační rychlosti povrchu zářiče,  je vzdálenost od pozorovací bod k okraji radiátoru. Z toho zejména vyplývá výraz pro faktor zesílení , kde  je amplituda vlny v ohnisku.

Studie akustických polí fokusujících zářičů ukazují, že téměř rovinná vlna prochází ohniskovou oblastí v rámci hlavního difrakčního maxima v malých úhlech . Při výpočtu intenzity zvukového pole v ohniskové oblasti se proto obvykle používá poměr pro rovinnou vlnu [1] [31] : . Z výše uvedeného výrazu pro tlakovou amplitudu vyplývá následující přibližný výraz pro axiální závislost intenzity vlny v ohniskové oblasti:

kde ,  je intenzita v ohnisku a  je charakteristická intenzita na povrchu emitoru. Kromě toho je v ohniskové rovině s dobrou aproximací vyjádřen také profil příčné intenzity

kde  je Besselova funkce prvního druhu prvního řádu. Takové příčné rozložení intenzity, které má tvar kruhové skvrny s difrakčními prstenci, které ji obklopuje, je v optice známé jako Airyho disk .

Maximální intenzitu ve středu ohniskové oblasti při nepříliš velkých úhlech ( <45°) lze vyjádřit poměrem plochy zdroje a plochy průřezu ohniskové oblasti [1]

Faktor 3,7 udává, že intenzita ve středu ohniskové oblasti je větší než průměrná intenzita v celé ohniskové rovině, a také bere v úvahu, že pouze 84 % soustředěné energie prochází ohniskovým bodem a 16 % spadá do ohniska. podíl sekundárních maxim [1] . Při ne příliš malých úhlech otevření je třeba vzít v úvahu, že faktor zesílení pro rychlost vibrací se poněkud liší od faktoru zesílení pro tlak:

díky čemuž se nárůst intenzity také liší od :

Ze získaných vzorců pro rozložení intenzity plynou důležité jednoduché vztahy pro rozměry ohniskové oblasti: poloměr ohniskové oblasti a její délka , kde  je vlnová délka ultrazvuku. Oba tyto parametry jsou určeny z nul intenzity nejblíže ohnisku. Například pro zářič s rezonanční frekvencí 1 MHz, s poloměrem a ohniskovou vzdáleností 42,5 a 70 mm a úhlem otevření = 75° jsou průměr a délka ohniskové oblasti 3 a 15. mm a přírůstky tlaku a intenzity jsou =60 a =3255 [7] .

Výše popsané jednoduché vztahy umožňují určit rozměry ohniskové oblasti a zisky jednoprvkových fokusačních zářičů s přesností přijatelnou pro praktické účely. Ve většině lékařských aplikací fokusovaného ultrazvuku, kdy se používá k aktivnímu ovlivňování prostředí, se používají zářiče, u kterých je průměr přibližně roven poloměru zakřivení vysílací plochy, to znamená, že úhel je přibližně 30 ° . V tomto případě je délka ohniskové oblasti přibližně 5-6krát větší než její průměr. Pokud je úhel menší, pak se poměr průměru ohniskové oblasti k její délce zmenšuje a tím se zhoršuje lokální dopad na ozařovaný objekt [7] .

Při použití zdrojů velkých vlnových velikostí vyvstává otázka použitelnosti Rayleighova integrálu pro výpočet polí generovaných fokusačními zářiči. Další problém souvisí s úlohou předpokladu o rovnoměrném rozložení rychlosti kmitání na povrchu fokusačních zářičů, protože tato podmínka není téměř nikdy splněna při použití skutečných zářičů vyrobených z piezokeramiky. Studiu této problematiky je věnována řada článků [32] [33] [34] [35] [36] . Stručně lze výsledky těchto studií formulovat následovně [36] . Akustické pole konkávních piezokeramických zdrojů velkých vlnových velikostí je nesprávně predikováno široce používaným teoretickým modelem založeným na předpokladu rovnoměrného rozložení rychlostí vyzařující plochy. Hlavním důvodem tohoto rozporu mezi teorií a experimentem je nehomogenní povaha rychlosti kmitání povrchu emitoru v důsledku výskytu Lambových vln na okraji piezodesky . Šíří se od okraje do středu desky a vedou ke změně amplitudy rychlosti kmitání o více než 10 % (někdy i mnohem více) ve srovnání s amplitudou tloušťkového módu kmitů piezodesky. Tyto chyby chybí v případě piezokompozitních zdrojů.

Nicméně Rayleighův integrál, i přes svůj přibližný charakter v případě nerovinné vyzařovací plochy, umožňuje s vysokou přesností předpovídat záření konkávního zdroje velkých vln, a proto jej lze použít k výpočtu polí. zdrojů ostření při středních úhlech ostření. Hodnotu difrakční korekce na Rayleighův integrál lze vypočítat na základě vyvinutého numerického algoritmu [34] [35] .

Obtížnější pro teoretickou analýzu je případ, kdy fokusovaná vlna má tak vysokou intenzitu, že se začnou projevovat i účinky akustické nelinearity. Nelineární režimy jsou typické pro mnoho moderních aplikací fokusovaného ultrazvuku v terapii. Výše uvedený lineární faktor zesílení akustického tlaku může dosahovat několika desítek i více, což vede k tomu, že v některých systémech ultrazvukové chirurgie a litotrypse dosahuje špičkový akustický tlak v ohnisku několik desítek MPa a intenzita dosahuje úrovně až 10000-30000 W/cm 2 [37] [38] . Při takto vysokých úrovních intenzity začíná akustická vlna měnit vlastnosti prostředí, a proto se šíří jinak než vlny s nízkou amplitudou. Zejména původní sinusový profil se začne deformovat a v určité vzdálenosti se vlna může dokonce stát rázem [39] [40] [41] . Ve spektrální řeči takové zkreslení znamená generování vysokofrekvenčních harmonických, které jsou na jedné straně intenzivněji absorbovány a na druhé straně lépe zaostřeny. Z tohoto důvodu se se zvýšením amplitudy vlny u zdroje zisk intenzity nejprve zvýší a poté začne klesat. S dalším zvýšením amplitudy vlny u zdroje se intenzita v ohnisku přestává zvyšovat, to znamená, že dochází k saturaci. Vrcholová tlaková saturace může být přibližně vyjádřena analyticky a má řád , kde  je parametr akustické nelinearity média [41] . Konkrétní posouzení úrovně saturace je poněkud odlišné v případech impulzivních a harmonických zdrojů [42] [43] . Přesnější analýzu, která umožňuje zpřesnit analytické odhady a popsat všechny vlastnosti zaostřování (zkreslení tvaru vlny, vzhled čel rázů, rozdíl v zesíleních pro kladné a záporné špičkové tlaky atd.), lze provést pomocí numerické simulace. [44] .

Konstrukce

Uveďme popis konstrukcí sférických zaostřovacích zářičů vyvinutých v 70. až 80. letech 20. století. v Akustickém ústavu Akademie věd SSSR (AKIN) pro použití v medicíně a fyziologii [7] [27] . Jak ukázaly nashromážděné zkušenosti, zásadní a někdy rozhodující význam pro lékařské aplikace fokusovaného ultrazvuku má použití zářičů (a generátorů, které je napájejí) s co nejmenšími rozměry a hmotností v každém konkrétním případě. Tyto faktory hrají zvláště důležitou roli v klinickém použití fokusačních zářičů.

Jako vyzařovací prvek zaostřovacích měničů se zpravidla používaly piezokeramické destičky, které byly součástí kulového tvaru. Stručné technické charakteristiky typických fokusačních zářičů založených na konkávních piezokeramických deskách jsou následující: průměr desky 20-85 mm; ohnisková vzdálenost 15-70 mm; úhel 20-36°; rezonanční frekvence v rozsahu 0,5-3 MHz; tloušťka desky 0,8-4 mm, v závislosti na frekvenci; plocha talíře 3-55 cm 2 ; průměr ohniskové plochy je 1-6 mm a její délka je 5-23 mm, v závislosti na frekvenci. Maximální akustický výkon na desce o průměru 85 mm byl 120 W v kontinuálním režimu a 800 W v pulzním režimu. Hmotnost zářičů se pohybovala od 150 do 400 g, což umožnilo použít mikromanipulátor standardního stereotaktického aparátu pro jejich řízený pohyb ve třech na sebe kolmých směrech [7] [27] . Na tělo radiátorů byly nasazeny vyměnitelné kužely různých výšek, na jejichž výstup byla natažena tenká zvukotěsná polyetylenová fólie. K dispozici bylo odnímatelné zaostřovací ukazovátko, jehož špička byla zarovnána se středem ohniskové oblasti. Vnitřní objem kužele mezi piezokeramickou deskou a fólií byl naplněn odplyněnou vodou.

U většiny zářičů byla vzdálenost mezi řezem kužele a středem ohniskové oblasti konstantní a byla dána podmínkami experimentu. U řady konstrukcí fokusačních zářičů bylo možné tuto vzdálenost měnit v požadovaných mezích pomocí mechanického zařízení namontovaného v tělese zářiče a pohybujícího piezokeramickou destičkou vůči výstupu z kužele [7] [27] .

V případech, kdy byly požadovány zářiče s velkou aktivní plochou, které bylo obtížné vyrobit z jedné piezokeramické desky, tzv. „mozaikové“ zářiče, což je soubor jednotlivých prvků nalepených na kovový (například hliníkový) půlvlnný plášť ve tvaru koule [1] [7] .

Až do poloviny 90. let. jako materiál, ze kterého jsou vyrobeny aktivní prvky fokusačních zářičů, byly použity různé modifikace piezokeramiky, které dobře fungují pro záření (např. zirkoničitan-titanát olovnatý apod.). Poté však byly prokázány významné výhody použití piezokompozitních materiálů pro tento účel [45] [33] [46] [47] [48] . Takže široce používaný kompozitní materiál s typem konektivity 1-3 sestává z malých tyčinek zirkoničitanu-titanátu olovnatého, umístěných v polymeru o nízké hustotě. Objemová koncentrace piezokeramiky je od 20 do 70 % [49] a akustická impedance je přibližně stejný zlomek impedance zirkoničitanu-titanátu olovnatého. Předpokládá se, že tento materiál se stane dominantním ve vývoji lékařských snímačů v 21. století [50] Mezi jeho přednosti patří nejen snížená impedance, která umožňuje lepší přizpůsobení tkáním, ale také relativně slabé vibrace materiálu v příčném směru.

Zde jsou uvedeny parametry mimotělních (tedy instalovaných mimo lidské či zvířecí tělo) fokusačních zářičů používaných v různých zahraničních výzkumných centrech zabývajících se využitím fokusovaného ultrazvuku v medicíně. V Institutu pro výzkum rakoviny, Royal Marsden Hospital, Sutton, UK Institute of Cancer ResearchKrálovská nemocnice Marsden, UK (Prof. G. ter Haar et al.) je nejběžněji používaným prototypem fokusačního zářiče pro klinické použití [51] . Zářič je vyroben na bázi piezoelektrické keramiky se základní frekvencí 0,57 MHz; práce se provádí na třetí harmonické, tj. na frekvenci 1,7 MHz. Ohnisková vzdálenost je 150 mm; celkový průměr je 100 mm a aktivní část desky je 84 mm. Rozměry ohniskové oblasti na úrovni poloviny maximální intenzity v ohnisku jsou následující: délka 19 mm, průměr 1,64 mm.

Skupina francouzských výzkumníků ( INSERM, Lyon, Francie ; Prof. Catignolle, Dr. Chaplon a kol.) používá různé sférické zářiče, zejména zářiče s poloměrem 100 mm, aperturou 100 mm, frekvencí přibližně 1 MHz, vyrobené jak z piezokeramiky ( P1-60, Quartz et Silice, Nemours, Francie ), tak z piezokompozitu 1-3 ( Imasonic Besancon, Francie ) [33] .

V Terapeutické ultrazvukové laboratoři na Harvard Medical School , Brigham and Women's Hospital , Boston, Boston, USA, se také používají různé sférické zářiče, zejména o průměru 100 mm, ohniskové vzdálenosti 80 nebo 100 mm a frekvenci 1,5 MHz, určené k ničení rakovinných nádorů pod kontrolou MRI [30] .

V laboratoři prof. Ch. Kane University of Michigan , USA použila fokusační zářič o průměru 63,5 mm a se stejnou ohniskovou vzdáleností a s otvorem pro diagnostický senzor o průměru 13 mm [52] . Ultrazvuková frekvence byla 1,44 MHz a maximální elektrický výkon při přizpůsobené zátěži byl 120 W, což umožnilo dosáhnout špičkové intenzity v ohniskové oblasti rovné 2000 W/ cm2 .

V posledním desetiletí byly zaostřovací systémy vyvinuté v Číně společností HAIFU Technology Company, Chongqing University of Medical Sciences široce používány v ultrazvukové chirurgii pomocí zaostřeného ultrazvuku., Chongqing, Čína. Technické vlastnosti těchto systémů založených na jednoprvkovém měniči jsou následující: frekvence od 0,8 do 2,4 MHz, clona 12-15 cm, ohnisková vzdálenost se mění od 9 do 15 cm díky použití šesti výměnných hliníkových čoček, špičková intenzita při ohnisku , měřeno ve vodě za podmínek volného pole se pohybuje od 5 do 15 kW/cm2 [ 53] . Ve středu zářiče byl otvor pro umístění diagnostického snímače pro vizualizaci nádorů a sledování chirurgické operace v reálném čase.

Spolu s mimotělními zářiči našly klinické uplatnění i intrakavitární fokusační systémy určené k chirurgické léčbě prostaty. Ultrazvuková metoda pro tento účel je založena na použití transrektálně vloženého jednoprvkového fokusačního měniče s pevnou ohniskovou vzdáleností, mechanicky posunutého rovnoběžně se stěnou rekta. Největších úspěchů ve vývoji a klinickém využití této metody nyní dosáhly dvě výzkumné skupiny – v USA a Francii. První z nich ( Focal Surgery Inc., Milpitas, Calif., USA ) vyvinul přístroj Sonablate [54] pro destrukci tkání prostaty pomocí několika výměnných, mechanicky posunutých až 45 mm, jednoprvkových zářičů s frekvencí 4 MHz a s různými ohniskovými vzdálenostmi (30, 35 a 40 mm). Druhá skupina ( TechnoMed, Francie ) vytvořila zařízení Ablatherm , ve kterém jednoprvkový fokusační zářič o průměru 35 mm měl ohniskovou vzdálenost 35 mm a byl buzen na frekvenci 2,25 MHz [55] .

V lékařských aplikacích fokusovaného ultrazvuku se stále častěji používají konstrukce fokusačních zářičů s otvorem na ose za účelem instalace senzoru zařízení pro ultrazvukové zobrazování média v něm. Důsledkem toho je snížení maximální intenzity v ohnisku, jakož i určité zúžení šířky oblasti na úrovni poloviny maximální intenzity a prodloužení stejné oblasti ve směru akustické osy. Tyto otázky jsou na kvantitativní úrovni diskutovány např. v [23] [56] .

Aplikace

Hlavní oblastí použití fokusačních ultrazvukových zářičů je medicína. Stovky článků a několik knih bylo věnováno lékařským aplikacím fokusovaného ultrazvuku [4] [2] [7] [13] [27] , viz také High Intensity Focused Ultrasound in Medicine .

Přestože je vysoce intenzivní ultrazvuk v průmyslu velmi široce využíván, primárně pro ultrazvukové čištění [57] [58] [59] , fokusační zářiče se v průmyslu používají jen zřídka, pravděpodobně proto, že v tomto případě je zřídka nutné lokálně ovlivnit malý objem, předem určitou oblast životního prostředí. Fokusační zářiče však našly užitečné aplikace pro rozprašování kapalin, zvlhčování vzduchu a vytváření aerosolů [59] [60] . Fokusační ultrazvukové zářiče mnohem nižší intenzity se používají ve zvukovém vidění, lékařské diagnostice a ultrazvukovém nedestruktivním testování materiálů [12] ke zvýšení akustického tlaku a zlepšení příčného rozlišení.

Výhody a nevýhody

Podstatnou výhodou jednoprvkových zaostřovacích měničů s povrchem v podobě části kulového pláště je relativní jednoduchost jejich konstrukce, výroby a praktického použití. Podstatnou nevýhodou takových ostřících systémů je však jejich pevná ohnisková vzdálenost. Protože objem ohniskové oblasti zářiče je obvykle mnohem menší než objem média, které má být ovlivněno, musí být poskytnuty prostředky pro pohodlný mechanický pohyb zářiče vzhledem k předmětu. K tomuto účelu lze využít moderní automatizované mechanické systémy (polohovače). I zde jsou však potíže. Pokud je velikost oblasti ultrazvukového vlivu dostatečně velká, pak použití zářičů s pevnou ohniskovou vzdáleností není vždy nejlepší volbou, i když se k jejich pohybu používají automatizované mechanické systémy. Výrazně širší možnosti zde samozřejmě mají ultrazvuková fázovaná pole [2] .

Poznámky

  1. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 Rosenberg, L. D. Fokusační ultrazvukové zářiče // V knize: Physics and Technology of Powerful Ultrasound / Ed. L. D. Rozenberg. Rezervovat. 1. Zdroje výkonného ultrazvuku. - M.: Nauka, 1967. - C. 149-206.
  2. ↑ 1 2 3 4 Gavrilov, L. R. Zaměřený vysoce intenzivní ultrazvuk v medicíně. - M.: Fazis, 2013. -656 s. — ISBN 978-5-7036-0131-2
  3. ↑ Burov, A. K. Získání vysokých intenzit ultrazvuku v kapalině // Akustický časopis. - 1958. - V. 4, č. 4. - S. 315-320.
  4. ↑ 1 2 3 4 Ultrazvuk v medicíně. Fyzikální základy aplikace Ed. K. Hill, J. Bamber, G. ter Haar. Per z angličtiny. vyd. L. R. Gavrilová, V. A. Chochlovová, O. A. Sapozhnikovová. — 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 Nová metoda pro generování a využití fokusovaného ultrazvuku v experimentální biologii // Journ. Gener. fyziol. - 1942. -V. 26. - S. 179-193.
  7. ↑ 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Gavrilov, L. R., Tsirulnikov, E. M. Zaměřený ultrazvuk ve fyziologii a medicíně. - L .: Nauka, 1980. - 199 s.
  8. ↑ Fry, FJ Přesné vysoce intenzivní zaostřovací ultrazvukové stroje pro chirurgii // Amer. J Phys. Med. - 1958. - V. 37, č. 3. - S. 152-156.
  9. ↑ 1 2 3 Aström, K. E., Bell, E., Ballantine, N. T., Heidensleben, E. Experimentální neuropatologická studie účinků vysokofrekvenčního zaostřeného ultrazvuku na mozek kočky // J. neuropathol. Exp. Neurol. - 1961. - V. 20, č. 4. - S. 484-520.
  10. ↑ Lele, PP Produkce hlubokých fokálních lézí fokusovaným ultrazvukem - aktuální stav // Ultrazvuk. - 1967. - V. 5. - S. 105-112.
  11. ↑ Fry, FJ, Ades, HW, Fry WJ Produkce reverzibilních změn v centrálním nervovém systému ultrazvukem // Science. - 1958. - V. 127, č. 3289. - S. 83-84.
  12. ↑ 1 2 Szabo, TL Diagnostické ultrazvukové zobrazování: Inside Out. 2. vydání. — Oxford, UK, Academic Press (Elsevier), 2014. — str. 130.
  13. ↑ 1 2 3 4 Bailey, M. R., Khokhlova, V. A., Sapozhnikov, O. A., Kargl, S. G., Cram L. A. Fyzikální mechanismy účinku terapeutického ultrazvuku na biologickou tkáň (Recenze) / / "Acoustic Journal" - 2003. - T. 49 , č. 4. - C. 437-464.
  14. ↑ 1 2 3 Leighton, TG, Cleveland, RO Litotrypse // Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of Engineering in Medicine. −2010. -PROTI. 224, č. 2. - S. 317-342.
  15. ↑ Naugolnykh, K. A., Roy, N. A. Elektrické výboje ve vodě. — 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, č. 1. -P. 1-13.
  17. ↑ Sinelnikov, E. D., Field, T., Sapozhnikov, O. A. Vzorce tvorby zóny tepelné destrukce při léčbě fibrilace síní pomocí katetrové ultrazvukové ablace // Acoustic Journal. - 2009. - T. 55, č. 4-5. - S. 641-652.
  18. ↑ Warwick, R., Pond, J. Bezkolejové léze v nervových tkáních produkované vysoce intenzivním fokusovaným ultrazvukem (vysokofrekvenční mechanické vlny) // J. Anat. - 1968. - V. 102, č. 3. - S. 387-405.
  19. ↑ Fry, FJ, Heimburger, RF, Gibbons, LV, Eggleton RC Ultrazvuk pro vizualizaci a modifikaci mozkové tkáně // IEEE Trans. o soniku a ultrazvuku. - 1970. - V. SU-17, č. 3. - S. 165-169.
  20. ↑ Avirom, V. M., Adrianov, O. S., Vykhodtseva, N. I., Gavrilov, L. R., Mering, T. A., Sirotyuk, M. G. Destrukce hlubokých mozkových struktur pomocí zaostřeného ultrazvuku // Journal. vyšší nervový aktivita - 1971. - V. 21, č. 5. - S. 1110-1113.
  21. ↑ 1 2 3 O'Neil, H. T. Teorie fokusačních zářičů // J. Acoust. soc. Dopoledne. - 1949. -V. 21, č. 5. - S. 516-526.
  22. ↑ Kossoff, G. Analýza zaostřovacího účinku sféricky zakřivených měničů // Ultrasound in Med. a Biol. - 1979. - V. 5, č. 4. - S. 359-365.
  23. ↑ 1 2 Clarke, RL Modifikace distribuce intenzity ze zdrojů ultrazvuku s velkou aperturou // Ultrasound in Med. a Biol. - 1995. - V. 21, č. 3. - S. 353-363
  24. ↑ 1 2 Rosenberg, L. D. Systémy zaostřování zvuku. — M.: AN SSSR, 1949. — 112 s.
  25. ↑ Kanevsky, I. N. Fokusace zvuku a ultrazvukových vln. — M.: Nauka, 1977. — 336 s.
  26. ↑ Fry, FJ Intenzivní fokusovaný ultrazvuk: jeho produkce, účinky a využití // In: Ultrasound: jeho aplikace v medicíně a biologii / FJ Fry ed. New York: Elsevier, 1978. Pt. 2. - S. 689-736.
  27. ↑ 1 2 3 4 5 Vartanyan, I. A., Gavrilov, L. R., Gershuni, G. V., Rosenblum, A. S., Tsirulnikov, E. M. Smyslové vnímání. Zkušenosti z výzkumu pomocí zaostřeného ultrazvuku. - L .: Nauka, 1985. - 189 s.
  28. ↑ Ocheltree, K., Frizzell, L. Výpočty zvukového pole pro obdélníkové zdroje // IEEE Trans. ultrazvuk. Feroelektrické. frekv. Ctrl. - 1989. - V. 36, č. 2. - S. 242-248.
  29. ↑ 1 2 Goss SA, Frizell LA, Kouzmanoff JT, Barich JM, Yang JM Řídké náhodné ultrazvukové fázované pole pro fokální chirurgii // IEEE Trans. ultras. Feroelektrické. frekv. Ctrl. 1996. V. 43. č. 6. S. 1111-1121.
  30. ↑ 1 2 Cline, HE, Hynynen, K., Watkins, RD, Adams, WJ, Schenck, JF, Ettinger, RH, Freund, WR, Vetro, JP, Jolesz, FA Zaměřený americký systém pro ablaci tumoru řízenou MR / / Radiologie. - 1995. - V. 194, č. 3. - S. 731-737.
  31. ↑ Bergmann, L. Der Ultraschall und seine Anwendung in Wissenschaft und Technik / Curych, 1954. (Přeloženo do ruštiny: Bergman L. Ultrasound and its application in science and technology / M .: IL. 1956. - 726 s.)
  32. ↑ Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Zhang, J. Jehněčí vlny v piezoelektrickém fokusovaném zářiči jako důvod nesouladu mezi O'Neilovým vzorcem a experimentem // J. Acoust. soc. Dopoledne. - 1997. - V. 101, č. 3. - S. 1286-1297.
  33. ↑ 1 2 3 Cathignol, D., Sapozhnikov, OA, Theillere, Y. Porovnání akustických polí vyzařovaných z piezokeramického a piezokompozitního fokusovaného zářiče // J. Acoust. soc. Dopoledne. - 1999. - V. 105, č. 5. - S. 2612-2617.
  34. ↑ 1 2 Katignol, D., Sapozhnikov, O. A. K použitelnosti Rayleighova integrálu pro výpočet pole konkávního fokusačního zářiče // Acoustic Journal - 1999. - V. 45, č. 6. - S. 816- 824.
  35. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A., Sinilo, T. V. Akustické pole konkávního vyzařujícího povrchu s přídavkem na difrakci na něm // Akustický časopis. - 2002. - T. 48, č. 6. - S. 813-821.
  36. ↑ 1 2 Sapozhnikov, O. A. Výkonné ultrazvukové paprsky: diagnostika zdrojů, samočinné působení rázových vln a vliv na médium při litotrypsii. Dis.: Dr. Fyzikální matematika 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 a Gao, zaměřeno na GW Extracorporeal ultrazvuková chirurgie pro léčbu lidských solidních karcinomů: raná čínská klinická zkušenost // Ultrasound Med. Biol. - 2004.-V. 30, č. 2. -P. 245-260.
  38. ↑ Kreider, W., Yuldashev, PV, Sapozhnikov, OA, Farr, N., Partanen, A., Bailey, MR, Khokhlova, VA Charakterizace víceprvkového klinického systému HIFU pomocí akustické holografie a nelineárního modelování // Transakce IEEE o ultrazvuku, feroelektrice a frekvenčním řízení. −2013. -PROTI. 60, č. 8. - S. 1683-1698.
  39. ↑ Zarembo, L. K., Krasilnikov, V. A. Úvod do nelineární akustiky (Zvukové a ultrazvukové vlny vysoké intenzity). - M .: Nauka, 1966, - 519 s.
  40. ↑ Rudenko, O. V., Soluyan, S. I. Teoretické základy nelineární akustiky. — M.: Nauka, 1975. — 287 s.
  41. ↑ 1 2 Sapozhnikov, OA Ultrazvukové vlny vysoké intenzity v tekutinách: Nelineární šíření a efekty. / In: Power Ultrasonics. Aplikace High-Intensity Ultrasound, ed. od Gallego-Juarez, JA a Graff, KF Kapitola II. Woodhead Publishing Series in Electronic and Optical Materials, č. 66. - Cambridge: Elsevier, 2015. - S. 9-35.
  42. ↑ Bacon, DR Konečné amplitudové zkreslení pulzních polí používaných v diagnostickém ultrazvuku // Ultrasound Med. Biol. −1984. - V. 10, č. 2. -P. 189-195.
  43. ↑ Rudenko, O. V., Sapozhnikov, O. A. Samočinné jevy vlnových paprsků obsahujících rázové fronty // Uspekhi fizicheskikh nauk. - 2004. - T. 174, č. 9. -S. 973-989.
  44. ↑ Karzova, M. M., Averyanov, M. V., Sapozhnikov, O. A., Khokhlova, V. A. Mechanismy saturace nelineárních pulzních a periodických signálů ve soustředěných akustických svazcích // Acoustic Journal. - 2012. -T. 58, č. 1. - S. 93-102.
  45. ↑ Kluiwstra, JU, McGough, RJ, Cain, CA Terapeutická ultrazvuková fázovaná pole: praktické úvahy a strategie návrhu // IEEE Ultrason. Symp. Proč. - 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 Nové piezoelektrické měniče pro terapeutický ultrazvuk // Ultrasound in Med. & biol. - 2000. - V. 26, č. 1. - S. 153-159.
  47. ↑ Fleury, G., Berriet, R., Le Baron, O., Huguenin, B. Nové piezokompozitní měniče pro terapeutický ultrazvuk / 2. mezinárodní symposium o terapeutickém ultrazvuku. Seattle - 31/07 - 02/08/2002.
  48. ↑ Cathignol, D. Vysokointenzivní piezoelektrické zdroje pro lékařské aplikace: technické aspekty // In Nonlinear Acoustics at the Beginning of the 21st Century / Ed. Rudenko OV a Sapozhnikov OA (Proc. 16. ISNA, Moskva, 2002). - 2002. - V. 1. - R. 371-378.
  49. ↑ Shung, KK, Zipparo, M. Ultrazvukové měniče a pole // IEEE Engineering in Med. a Biol. — 1996. Listopad/prosinec. — S. 20-30.
  50. ↑ Foster, F.S. Materiály převodníků a konstrukce sondy // Ultrasound in Med. a Biol. 2000. - V. 26, Suppl. 1. - P. S2-S5.
  51. ↑ Rivens, IH, Clarke, RL, ter Haar, GR Návrh snímačů pro fokusovaný ultrazvuk // IEEE Trans. ultrazvuk. Feroelektrické. frekv. Ctrl. - 1996. - V.43, č. 6. - S. 1023-1031.
  52. ↑ Kluiwstra, J.-UA, Tokano, T., Davis, J., Strickberger, SA, Cain, CA Vysoce intenzivní fokusovaný ultrazvuk pro myokardiální ablaci řízený obrazem v reálném čase: Studie in vivo / In Proc. Ultrazvuk IEEE. Symp. - 1997. - S. 1327-1330.
  53. ↑ Kennedy, JE, Wu, F., ter Haar, GR, Gleeson, FV, Phillips, RR, Middleton, MR, Cranston, D. Vysoce intenzivní soustředěný ultrazvuk pro léčbu nádorů jater // Ultrazvuk. - 2004. - V. 42, č. 1-9. - S. 931-935.
  54. ↑ Foster, RS, Bihrle, R., Sanghvi, NT, Fry, FJ, Donohue, JP Vysoce intenzivní fokusovaný ultrazvuk v léčbě onemocnění prostaty // 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. Vysoce intenzivní ultrazvukové experimenty zaměřené na lidskou benigní hypertrofii prostaty // Eur. Urol. - 1993. - V. 23, Suppl. 1. - S. 44-47.
  56. ↑ Beissner, K. Některé základní vztahy pro ultrazvuková pole z kruhových měničů se středovým otvorem // J. Acoust. soc. Dopoledne. - 2012. - V. 131, č. 1. - S. 620-627.
  57. ↑ Fyzika a technologie vysokovýkonného ultrazvuku / Ed. L. D. Rozenberg. Rezervovat. 3. Fyzikální základy ultrazvukové techniky. — M.: Nauka, 1970. — 682 s.
  58. ↑ Harvey, G., Gachagan, A., Mutasa, T. Přehled vysoce výkonného ultrazvuku - průmyslové aplikace a metody měření // IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control. - 2014. - V. 61, č. 3. - S. 481-495.
  59. ↑ 12 Výkonový ultrazvuk . Aplikace High-Intensity Ultrasound, ed. od Gallego-Juarez, JA a Graff, KF Cambridge: Elsevier, Woodhead Publishing. - 2015. - 1167 s., ISBN 978-1-78242-028-6
  60. ↑ Akopyan, V. B., Ershov, Yu.A. Základy interakce ultrazvuku s biologickými objekty / M .: MSTU im. N. E. Bauman, 2005. - 223 s.

Literatura

Viz také

Odkazy