Бесплатно скачать, заказать диплом, курсовую, диссертацию ГЕНЕРАЦИЯ СДВИГОВЫХ ВОЛН И НАГРЕВАНИЕ ФАНТОМОВ БИОТКАНИ ИНТЕНСИВНЫМ ФОКУСИРОВАННЫМ УЛЬТРАЗВУКОМ

У нас уже 176407 рефератов, курсовых и дипломных работ

Сделать закладку на сайт

Заказать диплом, курсовую, диссертацию

Быстрый переход к готовым работам

Мнение посетителей:

Книга жалоб
и предложений

Название	ГЕНЕРАЦИЯ СДВИГОВЫХ ВОЛН И НАГРЕВАНИЕ ФАНТОМОВ БИОТКАНИ ИНТЕНСИВНЫМ ФОКУСИРОВАННЫМ УЛЬТРАЗВУКОМ

Количество страниц	111

ВУЗ	МГИУ

Год сдачи	2010

Бесплатно Скачать	23204.doc

Содержание	Содержание ВВЕДЕНИЕ...3 Глава 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ...16 § 1.1. Тепловое воздействие ультразвука...16 § 1.2. Визуализация медицинского состояния биологической ткани по сдвиговому модулю...20 § 1.3. Описание акустического поля фокусирующего источника...24 Глава 2. ВЛИЯНИЕ НЕЛИНЕЙНОСТИ СРЕДЫ НА ЭФФЕКТИВНОСТЬ УЛЬТРАЗВУКОВОГО НАГРЕВА...31 §2.1. Измерение и визуализация акустического нагрева. Экспериментальная установка...34 2.1.1. Измерение нагрева...34 2.1.2. Оптическая визуализация нагрева...37 §2.2. Измерение средней акустической мощности волны. Выбор режимов излучения...39 2.2.1. Экспериментальная установка...40 2.2.2. Режимы излучения. Формы акустической волны в фокусе излучателя...43 2.2.3. Зависимость средней акустической мощности фокусированного пучка от расстояния...45 §2.3. Повышение эффективности нагрева среды нелинейным ультразвуковым пучком: экспериментальные результаты...49 §2.4. Теоретическое описание акустического поля и поля температур...57 §2.5. Обсуждение результатов...61 §2.6. ВЫВОДЫ главы 2...63 Глава 3. ВЛИЯНИЕ НЕЛИНЕЙНОСТИ СРЕДЫ НА ЭФФЕКТИВНОСТЬ ГЕНЕРАЦИИ СДВИГОВЫХ ВОЛН ПРИ ПОГЛОЩЕНИИ УЛЬТРАЗВУКА...64 § 3.1. Описание экспериментальной установки...67 § 3.2. Описание экспериментальных исследований...68 § 3.3. Теоретическое описание наблюдаемых эффектов...74 § 3.4. ВЫВОДЫ главы 3...78 Глава 4. АКУСТИЧЕСКОЕ ПОЛЕ СИЛЬНО ФОКУСИРУЮЩЕГО ИСТОЧНИКА ПРИ УЧЕТЕ ДИФРАКЦИИ НА ВОГНУТОЙ ИЗЛУЧАЮЩЕЙ ПОВЕРХНОСТИ...80 § 4.1. Описание метода сращиваемых разложений...81 § 4.2. Численный расчет сферических функций Бесселя, Неймана и Ханкеля. .. 90 § 4.3. Перенормировка сферических функций...92 § 4.4. Результаты расчетов...93 § 4.5. ВЫВОДЫ Главы 4...101 ЗАКЛЮЧЕНИЕ...102 Приложение 1. ИЗМЕРЕНИЕ ЭЛЕКТРИЧЕСКОГО ИМПЕДАНСА ПЬЕЗОКЕРАМИЧЕСКОГО ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЯ...104 Приложение 2. ИЗМЕРЕНИЕ КОЭФФИЦИЕНТА ПОГЛОЩЕНИЯ ЖЕЛАТИНА...108 ЛИТЕРАТУРА...111 ВВЕДЕНИЕ Последние несколько десятков лет ультразвуковые методы, благодаря возможности сильной фокусировки и достижения высоких интенсивностей в локальной области пространства, получают все более широкое распространение в медицине [1]. Впервые воздействие интенсивных акустических волн на живые организмы было обнаружено Ланжевеном при испытании сонаров еще в 1917 году. Большое количество новейших разработок излучающих систем, создающих акустические поля различной пространственной конфигурации с очень широким диапазоном интенсивностей, позволяет применять ультразвуковое излучение как в целях диагностики, так и для терапии и даже хирургии мягких биологических тканей. Применение акустических волн основано на нескольких физических явлениях, происходящих в среде при распространении звука, что схематически проиллюстрировано на рис. 1. По мере распространении энергия волны уменьшается, во-первых, за счет поглощения, что приводит к нагреву среды. В основном это используется в медицине в терапевтических и хирургических целях [1, 2, 3]. Во-вторых, энергия волны убывает за счет рассеяния, или иначе говоря, отражения от внутренних микро- и макронеоднородностей. Это явление применяется в дефектоскопии, гидролокации, а также в медицине для визуализации внутренних органов при диагностике заболеваний [4]. В-третьих, оба эти процесса сопровождаются передачей части импульса волны среде распространения, в результате происходит смещение одних слоев среды относительно других, что приводит в жидкостях и газах к образованию течений [5, 6], а в твердых и резиноподобных телах - к генерации волны сдвига [7, 8]. Большей частью это явление находит свое применение при исследованиях среды на наличие неоднородностей сдвигового модуля, в частности, в медицине, для ранней диагностики раковых образований в мягких тканях [9, 10, 11, 12]. В-четвертых, при распространении в биологических тканях ультразвук малой интенсивности воздействует на клетки живого организма, увеличивая проводимость клеточных мембран (что используется для локализации химеотерапевтического воздействия или УЗ интенсификации транспорта лекарств [13, 14]), и при определенных условиях способствует повышению иммунитета (терапия раковых образований на кожных покровах [15]). Кроме того, распространение мощной акустической волны часто сопровождается ростом и схлопыванием парогазовых пузырьков - явление кавитации. Это явление лежит в основе таких технологических процессов, как ультразвуковая очистка поверхностей материалов, диспергирование жидкостей, доставка лекарств [16], является одним из механизмов разрушения почечных камней. Так же, кавитация в ряде случаев оказывается побочным эффектом и приводит к неблагоприятному воздействию на среду, например, неконтролируемым образом изменяет степень акустического нагрева биологической ткани, в некоторых случаях существенным образом деформируя и перемещая саму область нагрева [17]. При определенных условиях такой рост и схлопывание парогазовых пузырьков может даже привести к механическому разрушению мягких биологических тканей [18, 19]. Использование акустических волн в медицинских приложениях дало толчок к дальнейшему развитию нелинейной акустики, благодаря появлению и широкому применению фокусированных ультразвуковых пучков высокой интенсивности. Основные физические преимущества практического использования мощных акустических волн можно представить в двух аспектах. Во-первых, это возможность создания сильно фокусированных пучков с очень высокой интенсивностью в фокальной области и, как следствие, обеспечение хорошей локализации обрабатываемой или исследуемой области пространства. Во-вторых, преимуществом является то, что любая среда для акустических волн является в большей или меньшей степени нелинейной, степень проявления нелинейности зависит от частоты, амплитуды и формы волнового профиля. Это позволяет при определенных условиях расширять спектр участвующих в работе частот в область более высоких значений за счет генерации гармоник основной частоты в области пространства, где амплитуда волны велика, и поэтому особенно сильно проявляется эффект нелинейного взаимодействия. В прикладной акустике это дает возможность повысить разрешающую способность акустических визуализирующих систем за счет приема высших гармоник основного сигнала, генерируемых в области больших амплитуд (как правило, это фокальная область излучающей системы) [20, 21, 22, 23, 24, 25], а также при необходимости позволяет локально управлять интенсивностью процессов, таких как, например, кавитация или нагрев, который увеличивается за счет более эффективного поглощения высоких частот. АКТУАЛЬНОСТЬ ПРОБЛЕМЫ Перечисленные выше достоинства мощного ультразвука таят в себе определенные проблемы, связанные со сложностью описания акустических полей, а также с трудностями предсказания и контроля над процессами, происходящими в среде, когда нелинейность среды и дифракция оказываются существенными. Это особенно касается использования сильно фокусированных полей большой амплитуды [26]. Область нелинейной акустики является относительно молодой и развивается в основном благодаря двум прикладным направлениям: во-первых, это низкочастотные взрывные волны, ударные волны от воздушных судов, а во-вторых, это высокочастотные, мегагерцовые, ударные волны, применяемые в медицине. Область рассмотрения представляемой работы ограничивается исследованием физических аспектов медицинского приложения ультразвука к проблемам ранней диагностики и безоперационного лечения раковых заболеваний внутренних органов человека (см. рис. 1). Именно в этой области в настоящее время идет активный исследовательский процесс. Использование любого медицинского оборудования требует полного понимания всего спектра его возможного влияния на организм человека, как благоприятного, так и, в особенности, неблагоприятного. Ультразвуковое оборудование не является исключением. В связи с этим исследователями проводится огромная экспериментальная работа с целью получения эмпирических закономерностей процессов ультразвукового нагрева, акустической кавитации, локального кипения, предпринимаются всевозможные попытки поиска характерных особенностей этих процессов с целью разделения условий их проявления и результатов их действия. Параллельно ведутся теоретические исследования в направлении усовершенствования описания акустического и температурного полей, проводится изучение механизмов управления акустической кавитацией с целью снижения непредсказуемости разрушений, вызываемых динамикой парогазовых пузырьков при ультразвуковом нагреве биологических тканей. Одновременно ведутся теоретические разработки новых излучающих систем [27, 28] и методов описания полей, создаваемых такими системами. Целью является улучшение пространственной локализации действия ультразвука, а также временная оптимизация процесса акустической обработки областей раковых опухолей с целью снижения времени медицинских ультразвуковых процедур и повышения точности предсказания положения и размера области теплового разрушения биологической ткани. Несмотря на то, что решению обозначенных выше проблем посвящены работы многих научных групп, все еще не достигнуто абсолютного понимания механизма разрушения биологической ткани при обработке ультразвуком. И, как следствие, остается первостепенно важной проблема снижения риска повреждения здоровых тканей и повышения эффективности ультразвукового разрушения раковых образований в клинических условиях. Одним из основных механизмов является нагрев. Изучению акустического нагрева в режиме мощных ультразвуковых фокусированных пучков посвящена вторая глава настоящей диссертационной работы. Другим не менее важным вопросом является проблема ранней диагностики раковых заболеваний внутренних органов. До настоящего времени основным способом ранней диагностики этого заболевания является пальпация, при этом положительный результат, то есть обнаружение ракового заболевания на ранней стадии, во многом зависит от тактильной чувствительности пальцев врача-диагноста. Другим используемым методом является метод ядерного магнитного резонанса, который имеет очень высокую точность визуализации различных заболеваний, в том числе и раковых опухолей, но является очень дорогостоящим. В связи с этим появилась необходимость создания альтернативного, более дешевого подхода, позволяющего исключить субъективность оценки свойств биологической ткани врачом, то есть потребовалась разработка альтернативного метода, основанного на абсолютных измерениях какого-то параметра среды, изменение которого сопровождает переход ткани от здорового в раковое состояние. Такой параметр был предложен относительно недавно. Это - сдвиговый модуль среды. Экспериментальные данные показывают, что величина сдвигового модуля для здоровой и раковой ткани отличается на несколько порядков, в то время как другие свойства, такие как плотность и скорость звука меняются всего на несколько процентов. Известно, что информацию о величине сдвигового модуля среды несет в себе значение скорости распространения сдвиговых возмущений. На этом факте основывается метод визуализации раковых опухолей по сдвиговому модулю, основанный на акустическом бесконтактном возбуждении сдвиговых волн внутри среды. Такой метод активно разрабатывается в настоящее время. При этом в качестве инициатора сдвига используется механизм передачи импульса акустической волны при распространении ультразвукового фокусированного пучка в поглощающей среде (механизм радиационного давления). При использовании фокусировки генерация сдвига будет происходить в основном в фокальной области пучка, где концентрация энергии волны оказывается очень сильной и пространственно локализованной в небольшой области. Регистрацию такой сдвиговой волны теоретически можно проводить с помощью аналогичного фокусирующего ультразвукового излучателя, работающего в режиме излучения-приема. Однако описанный выше метод имеет некоторые трудности, связанные с тем, что амплитуда сдвиговой волны оказывается очень маленькой, и как следствие, сигнал, получаемый с акустического приемника оказывается сильно зашумлен. То есть актуальной становится проблема повышения эффективности генерации волн сдвига акустическим импульсом. Решению этой задачи посвящена третья глава представляемой диссертационной работы. Не менее важным вопросом является проблема адекватного описания или предсказания явлений, происходящих в среде при распространении фокусированного пучка. В частности, требуется знать акустическое поле излучающей системы, используемой в медицине или какой-либо другой практической области. Технические достижения в области создания высокоинтенсивных полей стимулируют развитие теоретических инструментов, позволяющих в достаточной для определенной ситуации точности предсказывать наблюдаемые эффекты. Если используемые акустические мощности не очень велики, то анализ проводится в линейном приближении, при этом для описания акустического поля одиночного или многоэлементного источника часто применяют интеграл Рэлея [29, 30]. Интеграл Рэлея является точным решением соответствующей дифракционной задачи в случае плоской излучающей поверхности [31], но он может быть использован и для расчета полей неплоских фокусирующих излучателей, в частности вогнутых, имеющих малые углы фокусировки [32]. Если необходимо учесть нелинейные эффекты, то для описания акустического поля слабо фокусированного излучателя с учетом нелинейности, частотно зависимых потерь среды и дифракции пучка в настоящее время широко используется уравнение Хохлова-Заболотской-Кузнецова (ХЗК), которое для каждого конкретного случая интегрируется численно. Однако при использовании источников или акустических линз, дающих большие углы фокусировки, интеграл Рэлея и, тем более, уравнение ХЗК являются слишком грубыми приближениями. В частности, могут проявляться добавочные максимумы или изменяться форма основной области фокусировки за счет дифракции или многократных переотражений на искривленной поверхности излучателя. Таким образом, при использовании сильно фокусированных акустических полей в качестве основы для расчета, например, полей тепловых источников, не могут применяться традиционные модели, так как реальные поля могут несколько отличаться от предсказанных, а следовательно, возможно появление дополнительных (неучтенных) областей пространства, где могут проявляться такие побочные явления, как перегрев здоровых тканей организма, что довольно часто сопровождает процесс распространения мощной фокусированной волны. Таким образом, существует необходимость более точного описания. Изучение влияния дифракции на вогнутой поверхности источника на акустическое поле для случая линейного распространения волны проводится в четвертой главе представляемой работы. ОСНОВНЫЕ ЦЕЛИ РАБОТЫ 1. Исследование влияния акустической нелинейности среды на эффективность теплового воздействия ультразвуковых фокусированных импульсно-периодических пучков высокой интенсивности с целью локального увеличения мощности нагрева среды типа биологической ткани. 2. Изучение влияния акустической нелинейности среды на эффективность радиационного давления на среду фокусированных ультразвуковых импульсов высокой амплитуды с целью увеличения амплитуды генерируемых ими сдвиговых импульсов для решения проблем ультразвуковой диагностики мягких тканей по сдвиговому модулю. 3. Исследование влияния эффекта дифракции на вогнутой поверхности фокусирующего излучателя на пространственное распределение акустического давления в приближении волн малой амплитуды. Усовершенствование численного алгоритма метода сращиваемых разложений для расчета полей сильно фокусированных излучателей большой апертуры. НАУЧНАЯ НОВИЗНА РАБОТЫ 1. Впервые экспериментально показано, что эффективность тепловыделения при поглощении импульсно-периодической ультразвуковой волны с заданной средней мощностью может быть в несколько раз увеличена путем повышения скважности за счет включения механизма нелинейной перекачки энергии волны вверх по спектру. 2. Впервые экспериментально продемонстрирована возможность существенного повышения эффективности генерации сдвигового импульса при прохождении ультразвукового импульса за счет использования нелинейного искажения профиля акустической волны. 3. Разработан новый метод исследования явления дифракции на искривленной поверхности сильно фокусирующего излучателя вплоть до углов схождения равных 180°. Найдена аналитическая интерпретация структуры поля, перерассеянного излучающей поверхностью. ПРАКТИЧЕСКАЯ ЦЕННОСТЬ Представленные результаты экспериментального и численное исследования акустического нагрева среды показывают возможность управления мощностью терапевтического теплового воздействия ультразвука за счет использования нелинейности среды распространения. Приводимые результаты демонстрируют перспективность использования акустической нелинейности среды для повышения эффективности локального нагрева импульсным ультразвуковым пучком. Представленные результаты исследования процесса генерации сдвиговых волн в толще среды при использовании ультразвуковых фокусированных импульсов высокой интенсивности показывают высокую перспективность применения эффекта радиационного давления ультразвука для ранней диагностики раковых заболеваний внутренних органов человека. Экспериментально обоснован механизм повышения эффективности генерации сдвиговых волн мощным фокусированным ультразвуковым импульсом за счет нелинейности среды. Развит численный алгоритм, позволяющий проводить расчет акустического поля фокусированных источников большой апертуры и больших углов фокусировки. ОСНОВНЫЕ ПОЛОЖЕНИЯ, ВЫНОСИМЫЕ НА ЗАЩИТУ Эффективность локального нагрева среды фокусированным ультразвуковым пучком может быть увеличена в несколько раз за счет использования влияния акустической нелинейности среды на распространение мощных ультразвуковых импульсов. Нелинейность среды позволяет повысить более чем на порядок эффективность механического воздействия фокусированного ультразвука за счет использования акустических импульсов большей амплитуды при той же энергии импульсов. Влияние эффекта дифракции на излучающей поверхности сферического фокусирующего источника на его акустическое поле проявляется, главным образом, вблизи оси симметрии излучателя и в области, ограниченной огибающей поверхностью к лучам, испущенным с краев источника и единожды отраженным от излучающей поверхности. СТРУКТУРА И СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИОННОЙ РАБОТЫ В главе 1 представлен литературный обзор научных результатов, полученных к настоящему времени при исследовании теплового воздействия ультразвука с целью медицинского применения (§ 1.1) и по разработке методов акустической визуализации состояния биологической среды по сдвиговому модулю (§ 1.2). В § 1.3 рассмотрены основные модели теоретического описания акустических полей фокусирующих источников, работающих в непрерывном режиме. Глава 2 посвящена исследованию ультразвукового нагрева среды в условиях сильного и слабого проявления нелинейности среды распространения. Эксперименты проводились с фантомами (моделями) мягкой биологической ткани, выполненными из желатина высокой концентрации и сильно поглощающей вязкой жидкости (глицерина). В §2.1 описывается экспериментальная установка, позволяющая проводить локальные измерения акустического нагрева с помощью термопары и интегральную оптическую теневую визуализацию всей нагреваемой области в целом. Обсуждается методика проведения исследования. В §2.2 описывается способ выбора режимов излучения и их калибровка по величине средней акустической мощности методом измерения средней радиационной силы, оказываемой акустической волной на плоскую мишень-поглотитель. Приводятся экспериментально измеренные профили волны в разных точках на оси пучка, характерные для разных режимов излучения. Исследуется зависимость средней акустической мощности фокусированного ультразвукового пучка от расстояния от излучателя вдоль оси источника для нескольких импульсно-периодических режимов с различными значениями средней мощности в импульсе. В §2.3 представлены результаты исследования акустического нагрева, полученные оптическим теневым методом и методом локального измерения температуры с помощью термопары в фокальной плоскости. В §2.4 приводится краткое изложение модели теоретического описания акустического поля на основе уравнения Хохлова-Заболотской-Кузнецова и поля температур, используемой для сравнения экспериментальных и теоретических результатов изучения звукоиндуцированного нагрева и радиационного давления акустических волн с учетом акустической нелинейности среды, дифракции и частотно-зависимого поглощения. В §2.5 обсуждаются экспериментальные результаты, проводится сравнение с результатами численного моделирования, выполненными на основе представленной в §2.4 теоретической модели. В §2.6 сформулированы основные выводы Главы 2. В главе 3 приводятся результаты экспериментального исследования и теоретические оценки, демонстрирующие перспективность использования акустической нелинейности среды для повышения эффективности возбуждения сдвиговых волн в толще гелеобразной среды (желатина), моделирующей биологические ткани, импульсным ультразвуковым пучком. В §3.1 представлена схема экспериментальной установки по оптической регистрации профиля сдвиговых волн, генерируемых прохождением фокусированного ультразвукового импульса. В §3.2 описывается методика экспериментальных исследований эффективности ультразвуковой генерации волн сдвига в зависимости от амплитуды акустической волны, а также приводятся экспериментальные результаты. В §3.3 приводятся теоретические оценки, подтверждающие экспериментально наблюдаемые эффекты. Параграф §3.4 содержит выводы Главы 3. В главе 4 представляются результаты численного моделирования акустического поля аксиально-симметричного вогнутого излучателя методом сращиваемых разложений, модифицированным для случая большого волнового размера источника и сильной фокусировки (вплоть до углов схождения 180°). В параграфе § 4.1 представлена аналитическая основа метода сращиваемых разложений и приведено описание его численного варианта. В § 4.2 показаны рекуррентные соотношения для сферических функций Бесселя, Неймана, и их производных, а также описан общий метод их численного расчета. В § 4.3 представлен численный алгоритм получения перенормированных сферических функций, используемых в работе, и приводятся рекуррентные соотношения для используемых сферических функций и их производных с учетом введенной перенормировки. В § 4.4 описываются результаты расчета поля некоторых фокусирующих источников большой апертуры и углов фокусировки. Проводится сравнение результатов с расчетами, выполненными на основе интеграла Рэлея. Рассматривается пространственная структура дополнительного акустического поля, обусловленного эффектом дифракции на краях и многократным переотражением на самой излучающей поверхности. В § 4.5 представлены основные выводы Главы 4. В Заключении кратко формулируются основные результаты и выводы диссертационной работы. В Приложении 1 описывается метод измерения электрического импеданса пьезопреобразователя, используемый в работе для определения оптимального значения частоты излучения пьезокерамического источника. В Приложении 2 представляются методы и результаты измерения акустических свойств желатина. ПУБЛИКАЦИИ И ВЫСТУПЛЕНИЯ ПО МАТЕРИАЛАМ ДИССЕРТАЦИИ По материалам диссертации имеется 11 публикаций, в том числе 2 статьи в «Акустическом журнале» [33, 34], 1 статья в журнале «Известия Академии Наук (серия физическая)» [35], а также 8 статей в трудах научных конференций [36, 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43]. Результаты диссертации доложены автором на 4 всероссийских конференциях и школах-семинарах: VI и VII Всероссийских школах-семинарах "Волновые явления в неоднородных средах" (п. Красновидово, 1998 и 2000 г.г.), на X и XI сессиях РАО (Москва, 2000 и 2001 г.г.). Кроме того, результаты были представлены на 7 международных конференциях: 15-ом международном симпозиуме по нелинейной акустике (15th ISNA, Goettingen, Germany 1999), Европейской конференции для студентов и аспирантов по физическим наукам (European conference for PhD students in Physical Sciences. Lille, France 2000), Второй международной конференции "Фундаментальные проблемы физики" (Саратов 2000), на 9-ом Конгрессе Международной Федерации по Ультразвуку в Медицине и Биологии (9th Congress of World Federation for Ultrasound in Medicine and Biology, Florence, Italy, 2000), 1-ом Международном Конгрессе по Применению Фокусированного Ультразвука Высокой Интенсивности в Медицине (First International Workshop on the Application of HIFU in Medicine, Chongqing, China, 2001), международном конгрессе «Успехи нелинейной науки» (International Conference "Progress in nonlinear science" Nizhny Novgorod, Russia, 2001), 17-ом Международном Конгрессе по Акустике (17th International Congress on Acoustics, Rome, Italy 2001). Глава 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ § 1.1. Тепловое воздействие ультразвука В процессе распространения акустической волны часть ее энергии поглощается средой, переходя в тепло. При этом среда нагревается, то есть повышается ее средняя температура. Если распространяющаяся волна имеет малую амплитуду, то такой нагрев оказывается незначительным, и мощность тепловыделения оказывается пропорциональной средней интенсивности волны и коэффициенту поглощения на частоте излучения. Если же акустическая волна имеет высокую амплитуду, то за счет нелинейного взаимодействия волны со средой происходит генерация кратных частот, то есть расширяется спектр из-за появления гармоник основной частоты. Поскольку во многих средах, в том числе в биологических тканях, акустический коэффициент поглощения в мегагерцовом диапазоне растет с повышением частоты, то нелинейно искаженная волна будет поглощаться тем сильнее, чем круче форма волнового профиля, то есть чем сильнее расширится ее спектр в область высоких частот. В случае ограниченных в пространстве волн, то есть акустических пучков, индуцированный звуком нагрев также будет пространственно локализованным. Особенно это касается фокусированных пучков, поскольку при фокусировке появляется некоторая область пространства (фокальная область), где локальное значение интенсивности оказывается существенно выше, чем в окружающем пространстве, а значит, нелинейные и, как следствие, тепловые процессы будут проявляться сильнее. Однако, как показывают научные исследования, при сильном увеличении интенсивности ультразвуковой волны могут появиться новые явления. Во-первых, в результате сильного акустического нагрева может быть достигнута температура кипения, то есть начнется процесс парообразования внутри среды, а во-вторых, может появиться акустическая кавитация - процесс образования парогазовых пузырьков, индуцируемый разрывом сплошности среды под действием акустического давления. Это явление имеет пороговый характер, то есть проявляется только тогда, когда амплитуда отрицательного полупериода волны начинает превышать некоторое пороговое значение р„орог. Величина этого давления ртрог сильно зависит от разных параметров среды, характеризующих ее состояние, в том числе от температуры и внешнего статического давления [44]. Чем выше температура среды, тем при меньшем акустическом давлении может начаться кавитация. При появлении кавитации локальная температура среды быстро растет [45], поскольку облако пульсирующих пузырьков пара или газа является сильно нелинейной системой. Такая система, поглощая энергию падающей ультразвуковой волны, возбуждается и излучает волны более высоких частот, то есть переводит энергию ультразвуковой волны вверх по спектру, благодаря чему волна быстрее поглощается и нагревает среду [46]. При этом оказывается сложным отличить акустический нагрев, связанный с искажением формы волны из-за нелинейности среды, от нагрева, вызванного кавитацией [47], как и сложно отделить кавитацию от локального кипения [46]. Возможности управления мощностью локального акустического нагрева в режиме отсутствия кавитации посвящена вторая глава представляемой работы. Как отмечалось во Введении, явление акустического нагрева в большей степени получило применение в медицине [1, 2]. Поэтому спектр научных вопросов и задач, касающихся индуцированного звуком нагрева, так или иначе, оказывается связанным в основном с проблемами медицинского приложения, в частности, это вопросы ультразвуковой обработки раковых опухолевых образований. Медицинское применение ультразвука для терапии или хирургии злокачественных раковых опухолей, расположенных глубоко внутри тела человека, поднимает ряд проблем, связанных в необходимостью адекватного предсказания возможных последствий использования акустического нагрева. При использовании ультразвуковых пучков малой фокальной интенсивности I = 10 Вт/см2, область нагрева практически повторяет форму акустической фокальной области излучателя [18, 48]. В литературе такую форму принято называть «сигароподобной». Во время процедуры температура в обрабатываемой области поддерживается в пределах от 42 до 45°С, что при определенных временных условиях обеспечивает гибель только раковых клеток. Однако использование такого режима в медицине (так называемого режима гипертермии) оказывается неудобным, так как для денатурации белка таких клеток требуется очень большое время озвучивания, порядка 30 минут, а иногда и нескольких часов (в случае больших областей обработки). Кроме того, такой режим требует тщательного контроля, как за температурой нагрева, так и за относительным положением излучателя и раковой области, поскольку внутренние органы находятся в постоянном движении, связанном с дыханием человека. В связи с перечисленными выше проблемами, последнее время широкое применение получил фокусированный ультразвук высокой интенсивности (в литературе такой режим обычно называют HIFU - от английского «high intensity focused ultrasound»). Так называют режимы, при которых используются интенсивности в фокальной области порядка I = 1-5 кВт/см2. Нагрев в таких режимах происходит существенно быстрее, но его оказывается намного сложнее предсказать, как в отношении скорости изменения температуры, так и в отношении формы и положения области нагрева в пространстве. Последние экспериментальные и теоретические исследования акустического нагрева показывают, что с повышением интенсивности ультразвука «сигароподобная» форма области нагрева деформируется, уширяясь со стороны излучателя и становясь тоньше в области за фокусом [18]. Такую форму области нагрева в литературе иногда называют «головастиком» [19]. При этом область максимального нагрева смещается по направлению к излучателю относительно точки фокуса. Величина этого эффекта во многом зависит как от интенсивности ультразвука, так и от свойств среды, расположенной на пути следования звука от источника. Такому изменению формы области нагрева, а значит и формы теплового разрушения биологической ткани, существует несколько объяснений. Во-первых, с изменением температуры в большей или меньшей степени меняются характерные параметры среды, например, скорость звука. Как следствие, область нагрева может выступать в роли тепловой акустической линзы [49, 50]. Тогда при прохождении через нее акустический пучок может получить дополнительную фокусировку, а следовательно, область высокой интенсивности, и как следствие, нагрева, будет сужаться при удалении от излучателя [51]. Во вторых, уширение и смещение области нагрева может происходить за счет появления кавитации [52, 53] или кипения в области, где интенсивность волны особенно велика. Поскольку парогазовые пузырьки являются сильными рассеивателями, то область пространства, расположенная по отношению к излучателю за пузырьковым облаком окажется акустически экранированной. А значит, нагрев в этой области существенно снизится. Существование такого эффекта было экспериментально показано в работах [19, 44]. В третьих, искажение области нагрева может быть связано с искажением акустической области фокусировки в случае сильно нелинейных волн [54]. Кроме того, с ростом температуры уменьшается коэффициент поглощения некоторых биологических тканей, особенно сильно этот эффект выражен при денатурации белков [55], что может повлечь за собой уменьшение скорости нагрева, то есть снижение скорости роста температуры. Еще одной задачей является снижение времени процедуры озвучивания раковой опухоли. Особенную важность этот вопрос приобретает, когда требует ультразвуковой обработки большая область, то есть раковая опухоль имеет размер, существенно превышающий размер фокальной области акустического источника. В этом случае либо последовательно производят нагрев (разрушение) в большом количестве близко располагающихся областей [18, 56, 57], либо непрерывно перемещают в пространстве область ультразвукового воздействия. Такое непрерывное или пошаговое смещение фокусной области можно осуществить, например, механическим перемещением ультразвукового источника [56], а также смещением одиночного [58] или нескольких [59, 60, 61] фокусов фазированных излучающих решеток, электронным образом, управляя распределением фаз и амплитуд по элементам решетки. Однако самой главной проблемой является возникновение нежелательных областей нагрева, а следовательно и областей теплового разрушения биологической ткани, связанных с существованием дополнительных максимумов в распределении акустического и теплового

Список литературы

Цена, в рублях: (при оплате в другой валюте, пересчет по курсу центрального банка на день оплаты)	1425

Скачать бесплатно	23204.doc

Найти готовую работу

ЗАКАЗАТЬ

Обратная связь:

Связаться

Вход для партнеров

Регистрация

Восстановить доступ

Материал для курсовых и дипломных работ

15.04.24 Задачи, условия и этапы организации экспериментальной работы

15.04.24 Критерии качества преподавания

15.04.24 Категория нормы в обучающей деятельности

Архив материала для курсовых и дипломных работ

Ссылки:

Счетчики:

© 2006-2022. Все права защищены.
Выполнение уникальных качественных работ - от эссе и реферата до диссертации. Заказ готовых, сдававшихся ранее работ.