Нелинейные эффекты в мощных фокусированных ультразвуковых пучках: моделирование и применение в неинвазивной хирургии

• Автор: Бессонова, Ольга Владимировна
• Шифр специальности: 01.04.06
• Научная степень: Кандидатская
• Год защиты: 2010
• Место защиты: Москва
• Количество страниц: 142 с. : ил.

ОСНОВНЫЕ ОБОЗНАЧЕНИЯ
ГЛАВА 1. ТЕРАПЕВТИЧЕСКИЕ ПРИМЕНЕНИЯ МОЩНОГО ФОКУСИРОВАННОГО
УЛЬТРАЗВУКА
ГЛАВА 2. ОСОБЕННОСТИ ЧИСЛЕННОГО МОДЕЛИРОВАНИЯ И ИЗМЕРЕНИЯ
ДИФРАГИРУЮЩИХ АКУСТИЧЕСКИХ ВОЛН С УДАРНЫМИ ФРОНТАМИ
§2.1. Введение
§ 2.2. Сравнение численных схем при моделировании плоских волн конечной
амплитуды
2.2.1. Спектральный алгоритм (схема Рунге-Кутта)
2.2.2. Временной подход (схема Годунова)
§ 2.3. Особенности моделирования нелинейных сильно фокусированных
акустических волн с ударным фронтом
§ 2.4. Влияние ограниченной полосы пропускания гидрофона на точность измерения параметров акустической волны в режиме развитых разрывов
2.4.1. Схема экспериментальной установки
2.4.2. Численные и экспериментальные результаты
§2.5. Выводы главы
ГЛАВА 3. ФОКУСИРОВКА МОЩНЫХ УЛЬТРАЗВУКОВЫХ ПУЧКОВ В ВОДЕ И
ПРЕДЕЛЬНЫЕ ЗНАЧЕНИЯ ПАРАМЕТРОВ РАЗРЫВНЫХ ВОЛН
• §3.1. Описание нелинейных фокусированных акустических полей. Обзор
литературы
§ 3.2. Нелинейное изменение коэффициентов концентрации параметров поля и
предельные значения параметров разрывных волн при фокусировке
§ 3.3. Сравнение результатов численного моделирования и эксперимента
§ 3.4. Пространственное распределение параметров акустического поля
§ 3.5. Влияние аподизации поля на излучателе на проявление нелинейных
эффектов
§3.6. Выводы главы
ГЛАВА 4. МЕТОД ОПРЕДЕЛЕНИЯ ПАРАМЕТРОВ АКУСТИЧЕСКОГО ПОЛЯ В
БИОЛОГИЧЕСКОЙ ТКАНИ
§4.1. Существующие методы расчета акустического поля в биологической ткани.
Обзор литературы
§ 4.2. Метод определения параметров акустического поля в биологической ткани с
учетом нелинейных эффектов
§ 4.3. Численная и экспериментальная проверка метода
4.3.1. Результаты численного моделирования
4.3.2. Сравнение с экспериментальными данными
4.3.3. Возможность дирейтинга мощности тепловыделения
§4.4. Выводы главы
ГЛАВА 5. ЭФФЕКТ ЛОКАЛЬНОГО СВЕРХБЫСТРОГО КИПЕНИЯ В ТКАНИ ПРИ
ВОЗДЕЙСТВИИ ФОКУСИРОВАННЫМ ПУЧКОМ РАЗРЫВНЫХ ВОЛН
§5.1. Введение
§ 5.2. Теоретическая модель для описания процесса нагрева биологической
ткани
5.2.1. Численная нелинейная модель
5.2.2. Аналитические оценки нагрева среды и времени до начала кипения
§ 5.3. Численная и экспериментальная оценка времени до начала кипения в образце
при облучении мощным фокусированным ультразвуком
5.3.1. Результаты для гелевого фантома ткани
5.3.2. Результаты для биологической ткани (ex vivo печени)
§ 5.4. Выводы главы
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
БЛАГОДАРНОСТИ
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

Изучение проблем, связанных с распространением высокоинтенсивных фокусированных ультразвуковых пучков, является одним из активно развивающихся современных направлений нелинейной акустики [1,2]. Возросший в последнее время интерес к этим задачам во многом обусловлен созданием медицинских приборов нового поколения, в которых фокусированный ультразвук высокой интенсивности (или сокращенно HTFU от словосочетания High Intensity Focused Ultrasound) используется для неинвазивного разрушения опухолей [3,4], остановки внутренних кровотечений при травмах (ультразвуковой гемостаз) [5,6], ультразвуковой коррекции фигуры (неинвазивная липосакция) [7], направленной доставки лекарств [8], в том числе, с использованием контрастных агентов. Широкое применение мощного фокусированного ультразвука во многих медицинских приложениях связано с некоторыми его преимуществами, которые заключаются в следующем. Во-первых, данная технология может использоваться неинвазивно, то есть не требует обычного хирургического повреждения тканей при воздействии на ее глубинные структуры. Во-вторых, это возможность создания сильно фокусированных пучков [9, 10] со сверхвысокой интенсивностью в фокальной области (до 30000 Вт/см2), при которой происходит быстрый локальный нагрев ткани за счёт поглощения энергии волны на образующихся ударных фронтах. Это позволяет неинвазивио «прижечь» место внутреннего кровотечения или вызвать локальный некроз опухолевых тканей в глубоко расположенных областях человеческого тела [11,12]. В-третьих, при больших углах фокусировки излучателя акустическая интенсивность вблизи поверхности преобразователя достаточно низкая, поэтому поверхностные ткани не повреждаются. И, наконец, с помощью одних и тех же устройств можно вызывать разнообразные биологические эффекты — от стимуляции нервных структур до разрушения тканей.
При использовании любого медицинского оборудования необходимо полное понимание всего спектра его возможного влияния на организм человека, как благоприятного, так и, в особенности, неблагоприятного. Разработка подходов для измерений и расчетов волновых полей, создаваемых устройствами для ультразвуковой диагностики и терапии, является необходимым условием их использования [13]. В области HIFU этот вопрос остаётся до сих пор не решенным [14]. Несмотря на то, что HIFU системы уже используются в клиниках, до сих пор не существует общепринятых

иначе возникают осцилляции (рис. 2.12) при расчете самой чувствительной величины к параметрам численной схемы - мощности тепловыделения по формуле (2.11).
На рис. 2.13 представлены аналогичные зависимости, что и на рис. 2.9, но только для N=0.7 (максимальная амплитуда разрыва в профиле волны). Число удерживаемых гармоник в решении Мпах=512 для всех трех схем. Для спектрального алгоритма и схемы Годунова второго порядка вводилось искусственное поглощение Т= 5. Схема Годунова первого порядка точности более вязкая и уже при 512 гармониках создает 7 точек на разрыв, поэтому для неё искусственное поглощение не вводится. Можно видеть, что и в этом случае все параметры акустического поля практически не отличаются друг от друга для всех трех схем. Графики также иллюстрируют, что внесение искусственного поглощение практически не влияет на величину основных характеристик волны. Таким образом, можно сделать вывод, что спектральный алгоритм при устойчивой численной схеме (при достаточном разрешении по всем трем координатам) обеспечивает хорошую точность решения, но сам расчет занимает слишком много времени. Схема Годунова, как второго, так и первого порядка точности, является более быстрой и хорошей альтернативой спектральному методу. За счет более сильной собственной вязкости схема Годунова первого порядка точности позволяет правильно рассчитывать ударные волны при тех же параметрах счета, при
Рис. 2.13. Пиковое положительное Р+ и отрицательное Р- давления (а) и мощность тепловыделения Q вдоль оси распространения г, промоделированные с помощью схемы Рунге-Кутта (черный), схемы Годунова второго (синий) и первого (красный) порядков точности 1Утах = 512, Т= 6 (для схем Рунге-Кугга и Год-2), О = 40, N=0.7, Ат= 1, Л =0.0052.
Рис. 2.12. Мощность тепловыделения, рассчитанная по схеме «Год-2» при N„** = 512, Т=0. В этом случае на ударный фронт приходится только 5 точек и присутствуют осцилляции.