Открыть главное меню

Ультразвуковая фазированная решётка — устройство для ультразвукового исследования, обеспечивающее электронное динамическое фокусирование, то есть позволяющее изменять местоположение фокуса без перемещения самой решётки, а также создавать при необходимости несколько фокусов одновременно[1][2]. Применяются в медицине, в промышленных системах неразрушающего контроля.

Для ультразвуковой хирургии и терапии используются две разновидности решёток: экстракорпоральные, устанавливаемые вне тела пациента, и решётки, вводимые внутрь организма. Первые из них не имеют ограничений на размеры (известны полусферические решётки для хирургии диаметром 30 см), и потому могут быть выполнены двумерными. Решётки второй разновидности при значительной акустической мощности должны иметь по возможности минимальные поперечные размеры (желательно не более 20—25 мм), и потому выполняются линейными.

Потенциальными областями клинического применения решёток являются: онкология, разрушение тканей предстательной железы (простаты), хирургия фибромиомы матки, литотрипсия, стимуляция рецепторных нервных структур. Показаны перспективы применения двумерных решёток в кардиологии, для лечения глаукомы, для нейромодуляции структур мозга и воздействия на внутримозговые опухоли через невскрытый череп, а также в пластической хирургии и косметологии[1][2].

ИсторияПравить

Разработка двумерных фазированных решёток для гипертермии опухолей, а затем и для хирургических целей, началась с середины 1980-х годов под руководством профессора Кейна (C. Cain) из Мичиганского университета. Первые разработанные решётки отличались большим разнообразием конструкций. В одних из них использовалась геометрическая фокусировка, в других — электронная. Одни предназначались для перемещения по пространству одиночного фокуса, другие — для синтеза более сложного поля с какой-то определённой конфигурацией, чтобы сразу перекрывать требуемый объём опухоли. На первых порах для упрощения электроники и уменьшения её габаритов число каналов минимизировалось[3][4]. Однако в последующих конструкциях решёток с плоской, сферической или цилиндрической геометрией предполагалось использование всех элементов[5][6]. В частности, была разработана конструкция секторно-вихревой решётки[7], позволявшей создавать кольцевой фокус различного диаметра.

В начале 1990-х годах была предложена конструкция решётки с элементами, установленными на части сферической поверхности[8]. Это позволяет сочетать электронный способ фокусировки с геометрическим и тем самым добиться наибольшего коэффициента усиления решётки. С тех пор такая конструкция стала наиболее популярной из всех имеющихся вариантов терапевтических двумерных решёток.

В 1988 году была впервые показана возможность создания с помощью одной решётки двух или нескольких фокусов одновременно[8][9]. Возможность создания очага нагрева или разрушения с помощью специально синтезированного набора фокусов определила особый интерес к возможному использованию мощных двумерных решёток в хирургии и гипертермии. Однако расчёт требуемых для этого фаз и амплитуд возбуждающих сигналов на элементах, число которых в современных терапевтических решётках может превышать 1000, требует разработки специальных расчётных алгоритмов. Эта задача была решена в работе[9], в которой был представлен метод синтеза многофокусных ультразвуковых полей, позволяющий определить фазы и амплитуды сигналов, необходимых для создания определённого уровня поля в ряде «контрольных точек» в заданном объёме. Физический смысл этого метода, который называют «псевдо-инверсным»[9], состоит в следующем. M фокусов представляются в виде расположенных на некой плоскости воображаемых источников звука, а затем вычисляется суммарное амплитудно-фазовое распределение в центре элементов решётки, которое получается при одновременном включении этих источников. Если теперь подать на элементы решётки сигналы с указанным амплитудно-фазовым распределением, поменяв знак фазы, то мы получим в указанной плоскости искомые M фокусов. В принципе с помощью «псевдо-инверсного» метода можно создать область воздействия любого заданного размера и конфигурации. При проведении расчётов многофокусных ультразвуковых полей используют методы оптимизации, которые позволяют получать заданное число фокусов при одинаковых амплитудах на всех элементах и тем самым добиться максимальной акустической мощности решётки[9].

Обоснование возможности применения внутриполостной линейной фазированной решётки для хирургического лечения простаты было дано в теоретической работе[10]. Сущность этого подхода основана на использовании энергии, излучаемой всеми элементами решётки, для генерации одного или (реже) нескольких фокусов, перемещаемых в трёхмерном пространстве электронным образом.

В конце 1990-х годов начала активно развиваться идеология рандомизации расположения элементов на поверхности решётки, которая привела к существенному улучшению качества акустических полей, создаваемых решёткой[11][12].

Линейные решёткиПравить

Наиболее известным применением линейных фазированных решёток в медицине является хирургическое лечение заболеваний предстательной железы (простаты). Задача состоит в том, чтобы разрушить опухоль предстательной железы или, по крайней мере, значительно уменьшить её объём. Решётка вводится через прямую кишку (трансректально), при этом для создания акустического контакта между решёткой и тканями используется тонкостенный резиновый баллон, заполненный водой. Расстояние от стенки прямой кишки до требуемого участка разрушения в простате составляет от 2 до 5 см, а поперечный размер простаты обычно не превышает 4 см. Таким образом, пределы перемещения фокуса (или фокусов) по тканям простаты должны соответствовать указанным размерам. Известно, что для разрушения тканей простаты используются приборы Sonablate[13] и Ablatherm[14], рабочим элементом которых является одноэлементный фокусирующий преобразователь с фиксированным фокусным расстоянием.

 
Датчик прибора Sonablate[13]

. Это означает, что при необходимости изменить глубину воздействия требуется сменить один излучатель на другой, имеющий иное фокусное расстояние, и делать перенастройку фокусирующей системы. Очевидно, что значительно более гибкими и перспективными в этом плане являются фазированные решётки, позволяющие электронным способом перемещать фокус по ткани простаты, а также создавать в случае необходимости несколько фокусов. Возможность применения внутриполостной линейной фазированной решётки хирургического лечения простаты была реализована на практике независимо двумя группами — американской[15][16] и англо-российской[17][18]. В последнем случае решётка состояла из 70 элементов шириной 1 мм, длиной 15 мм и толщиной, соответствующей рабочей частоте 1 МГц (1.72 мм)[18].

 
Линейная решётка для хирургического лечения простаты[18][1]

. Решётка была снабжена магнитно-резонансной (МР) антенной, позволяющей визуализировать участок воздействия.

Проведенные экспериментальные исследования показали[18], что использование линейной решётки с указанными параметрами позволяет перемещать фокус в пределах, по крайней мере, от 30 до 60 мм в осевом направлении и ± 20 мм в перпендикулярном ему направлении, что соответствует размерам простаты. При этом уровень вторичных максимумов интенсивности в фокальной плоскости составлял существенно меньше 10 % от максимальной интенсивности в фокусе и не выше 10 % вблизи поверхности устройства.

Конструкции других решёток для хирургии простаты описаны в ряде работ[19][20][21][22] и подробно обсуждаются в книгах[1][2].

Двумерные решёткиПравить

Регулярные двумерные решёткиПравить

До начала 2000-х годов большинство двумерных решёток были регулярными, то есть элементы в них устанавливались на поверхности решётки регулярным образом: в виде квадратов, колец или шестиугольников. Расположение элементов в виде квадратов, которое, как показали последующие исследования, может быть признано едва ли не самым неудачным способом размещения элементов, являлось в течение многих лет наиболее популярным из всех применявшихся способов[8][23][24][25][26][27].

Так, в конце 1990-х годов была разработана, изготовлена и испытана в условиях in vivo решётка в виде части сферической оболочки с радиусом кривизны 10 см и диаметром 12 см на частоту 1.1 МГц, состоявшая из 256 элементов, установленных в виде квадратов[28][29]. В отличие от более ранних конструкций сферических двумерных решёток[8], решётка выполнялась не из отдельных элементов, а из цельного куска пьезокомпозитного материала 1-3 связности.

С начала 2000-х годов существенное развитие получило применение фокусированного ультразвука для воздействия на глубокие ткани головного мозга человека через интактный череп с целью лечения ряда неврологических заболеваний и нейромодуляции центральных нервных структур. Для этого было разработано несколько модификаций фокусирующих систем, изготовленных в виде полусферы, в которой помещается голова человека. Так, в работе[30] описана и исследована осесимметричная решётка на частоту 0.665 МГц в виде полусферы с радиусом кривизны 15 см и диаметром 30 см, состоящая из 64 одинаковых по размеру элементов (площадь каждого из них составляла ~ 22 см2).

В 1999 году была основана компания InSightech (Израиль), её целью была разработка технологий, основанных на использовании мощного фокусированного ультразвука под МРТ-контролем. Созданы и коммерчески реализуются несколько ультразвуковых фокусирующих систем: ExAblate 2000, 3000, 4000 и ExAblate Neuro. Они содержат 512—1024 элемента и имеют форму полусферы с диаметром 30 см. Частоты разных модификаций таковы: 220—230 кГц, 650—660 кГц, 1 и 2,3 МГц[2]. Акустическая мощность составляет не менее 800 Вт. Решётки выполнены осесимметричными. Система ExAblate Neuro предназначена для воздействия на глубинные структуры мозга через невскрытый череп и потому в ней используются меньшие частоты из указанного диапазона.

Рандомизированные двумерные решёткиПравить

Важной задачей при разработке всех фазированных решёток является снижение уровня вторичных максимумов интенсивности в создаваемом ею поле. Их физическая природа в существенной степени связана с наличием в решётке дискретно расположенных элементов, что равносильно размещению перед поверхностью одиночного преобразователя сетки или решётки. Возникновение подобных максимумов может привести к возникновению «горячей точки» в стороне от участка воздействия и к нежелательному перегреву и даже к разрушению структур вне заданной области воздействия. Классический рецепт, позволяющий избавиться от боковых лепестков в диаграмме направленности, состоит в том, что расстояние между центрами элементов решётки должно быть равно или менее λ/2[31], где λ — длина волны, то есть, например, ≤ 0.5 мм на частоте 1.5 МГц. Выполнить это требование в мощных терапевтических решётках невозможно, поскольку для его реализации было бы необходимо использовать чрезвычайно большое число элементов и электронных каналов. Известно, что уровень боковых лепестков в диаграмме направленности решётки можно понизить путём уменьшения амплитуды на элементах решётки от её центра к периферии[31]. Однако роль этого эффекта не столь велика, чтобы ради его реализации резко снижать акустическую мощность решётки. В работах[15][32] был исследован способ, основанный на использовании линейных решёток с неравными расстояниями между центрами элементов. Оказалось, что ожидаемое за счёт апериодичности элементов линейной решётки снижение уровня вторичных максимумов интенсивности может достигать 30-45 % по сравнению с решётками с равными расстояниями между элементами. Применение широкополосных сигналов для питания элементов решётки[33] также не слишком эффективно и пока не используется в реальных конструкциях решёток.

Одной из первых работ, в которой авторы поставили задачу выяснить, позволяет ли нарушение регулярности расположения элементов улучшить качество распределений интенсивности в создаваемой решёткой поле, была работа Госса (Goss) с сотрудниками[11]. Ими было рассчитано поле решётки при случайном расположении элементов на её поверхности, однако полученный эффект оказался небольшим. Причина состояла в том, что отношение диаметра элемента к длине волны λ, выбранное авторами этой работы, составляло слишком большую величину — 11.2. Иными словами, диаграмма направленности такого элемента была весьма узкой. Влияние размеров элементов (а, следовательно, и их направленности) на способность решёток перемещать фокус обсуждалось в работе[34]. Рекомендации авторов сводились к необходимости уменьшения размеров элементов и одновременного увеличения их числа, если диаметр нагреваемого объёма должен достигать 1 см.

Способ повышения качества акустических полей, создаваемых мощными двумерными решётками, основанный на использовании «прореженных» решёток с элементами, случайным образом расположенными на поверхности решётки, был обоснован и детально исследован в работах[12][35]. Был сделан вывод, что высокого качества распределений интенсивности ультразвука можно достичь при соблюдении двух условий: случайного расположения элементов на поверхности двумерной решётки и достаточно широкой диаграмме направленности элемента. Оценки показали[12][35],что максимальный размер элементов, при котором ещё можно достичь удовлетворительного качества поля, составляет не более 5λ. Естественно, что чем меньше волновой размер элемента, тем выше способность решётки перемещать фокус в пространстве.

В работах[12][35] было проведено сравнение характеристик ультразвуковых полей, создаваемых рандомизированными и регулярными решётками (в виде квадратов, колец и шестиугольников) в широком интервале значений параметров (частоты, числа элементов, диаметра решётки и т. д.). Оказалось, что качество полей, генерируемых решётками, оцениваемое по возможности перемещать один или несколько фокусов, а также по амплитуде возникающих при этом вторичных максимумов интенсивности, было существенно выше у рандомизированных решёток. В тех же работах были разработаны критерии, позволяющие сравнивать качество полей различных решёток[12][35].

Отдельная серия работ была посвящена исследованию способности решёток создавать и перемещать в пространстве большое число фокусов (например, 16 или 25)[35][36],[37], что особенно важно для гипертермии опухолей. Численные методы расчёта однофокусных и многофокусных акустических полей детально изложены в ряде работ[12][35][36]. Недавно был разработан экспрессный метод расчёта, основанный на применении аналитического решения в дальнем поле каждого из элементов[38].

Первые реальные конструкции рандомизированных решёток были изготовлены и экспериментально исследованы в Парижском университете[39] и в Имперском колледже, Лондон[40].

 
Рандомизированная решётка для применения в хирургии[1][2][40]. Вверху — внешний вид, внизу — расположение элементов

. Параметры этих решёток близки друг к другу и к предложенным в работах[12][35][36]. Рандомизация распределения элементов в двумерной решётке была использована также компанией Philips Healthcare при создании многоэлементной фокусирующей системы для применения в клинике[41][42].

Среди различных технологий, основанных на применении в медицине фокусированного ультразвука высокой интенсивности, в 2000-х гг. появилась новая технология, названная её автором проф. Кейном гистотрипсией по аналогии с литотрипсией[43]. Гистотрипсия реализуется при использовании чрезвычайно интенсивных, коротких (составляющих обычно не более 3-10 периодов) ультразвуковых импульсов, позволяющих фракционировать намеченный участок ткани с помощью облака кавитационных пузырьков. При этом если амплитуда боковых лепестков в поле решётки не достигает порога кавитации, то разрушение производится только в основном максимуме. Это особенно ценно при проведении терапии через невскрытый череп. Кроме того, использование подобной технологии позволяет избежать перегрева костей черепа при прохождении через них мощного ультразвука. Описана сверхмощная фокусирующая система для транскраниального воздействия на структуры мозга методом гистотрипсии[44][45].

В недавней работе была предложена конструкция двумерной решётки, которая позволяет сочетать рандомизацию в расположении элементов решётки с высокой плотностью их упаковки, а значит и с максимально возможной акустической мощностью решётки[46]. Это достигается путём расстановки элементов на поверхности решётки в виде спиралей.

Перспективные области применения терапевтических решётокПравить

Обсуждение результатов теоретических и экспериментальных исследований, свидетельствующих о существенных потенциальных возможностях применения мощных терапевтических решёток в медицине, составляет предмет сотен статей и ряда книг[1][2]. Перспективными областями клинического применения решёток являются: онкология, разрушение тканей предстательной железы (простаты), хирургия фибромиомы матки, литотрипсия, гипертермия, стимуляция рецепторных нервных структур. Показаны возможности применения двумерных решёток в кардиологии, для лечения глаукомы и воздействия на ткани, находящиеся за грудной клеткой, а также в пластической хирургии и косметологии[1][2].

Фазированные решётки с успехом используются для воздействия фокусированным ультразвуком на внутримозговые опухоли через невскрытый череп, а также для нейромодуляции структур мозга. Часть новых возможностей уже подтверждена в предклинических испытаниях, другие пока исследуются в лабораториях. Полусферические фазированные решётки уже были использованы в неврологических клиниках для снятия невропатической боли[47], лечения эссенциального тремора[48] и болезни Паркинсона. Получены обнадеживающие результаты по применению фокусированного ультразвука для разрушения внутримозговой опухоли — глиобластомы[49], невралгии тройничного нерва[50], а также внутримозговых кровоизлияний[51] и болезни Альцгеймера. Также была показана возможность применения мощного фокусированного ультразвука для воздействия на гематоэнцефалический барьер мозга, а также способность усиливать иммунную систему человека для борьбы с раком[1][2].

Неразрушающий контрольПравить

См. такжеПравить

ПримечанияПравить

  1. 1 2 3 4 5 6 7 8 Гаврилов, Л. Р. Фокусированный ультразвук высокой интенсивности в медицине. — М.: Фазис, 2013. −656 c. — 978-5-7036-0131-2.
  2. 1 2 3 4 5 6 7 8 Gavrilov L. R., Hand J.W. High-Power Ultrasound Phased Arrays for Medical Applications. — N.Y.: Nova Science Publishers, 2014. — 200 p.
  3. Ocheltree К. В., Benkeser P.J., Frizzell L.A., Cain С. А. An ultrasonic phased array applicator for hyperthermia // IEEE Trans. Sonics Ultrasonics. — 1984. — V. 31. — P. 526-31.
  4. Benkeser P.J., Frizzel L.A., Ocheltree K.B., Cain C.A. A tapered phased array ultrasound transducer for hyperthermia treatment. // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. Freqency Control. — 1987. — V. 34. — P. 446 −453.
  5. Ibbini M.S., Ebbini E.S., Cain С.A. N x N square-element ultrasound phased array applicator: simulated temperature distributions associated with directly synthesized heating patterns // IEEE Trans. Ultrasonics Ferrorelectr. Freq. Control. — 1990. — V. 37. — P. 491—500.
  6. Ebbini E.S., Umemura S.-I., Ibbini M., Cain С. А. A cylindrical-section ultrasound phased-array applicator for hyperthermia cancer therapy // IEEE Trans. Ultrasonics Ferroelectr. Freq. Control. — 1988. — V. 35, № 5. -P. 561—572.
  7. Umemura S., Cain С. А. The sector-vortex phased array: acoustic field synthesis for hyperthermia // IEEE Trans. Ultrasonics Ferroelectr. Freq. Control. — 1989. — V. 36, № 2. — P. 249—257
  8. 1 2 3 4 Ebbini E.S., Cain C.A. A spherical-section ultrasound phased-array applicator for deep localized hyperthermia // IEEE Trans. Biomed. Eng. — 1991. — V. 38, № 7. — P. 634—643.
  9. 1 2 3 4 Ebbini E.S., Cain C.A. Multiple-focus ultrasound phased array pattern synthesis: Optimal driving signal distributions for hyperthermia // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. Freq. Ctrl. — 1989. — V. 36, № 5. — P. 540—548
  10. Hand J.W., Ebbini E., O’Keefe D., Israel D., Mohammadtaghi S. An ultrasound linear array for use in intracavitary applicators for thermotherapy of prostatic diseases // IEEE 1993 Ultrasonics Symp. Proc. (Piscataway, NJ: IEEE).-1993. -P. 1225—1228.
  11. 1 2 Goss S.A., Frizell L.A., Kouzmanoff J.T., Barich J.M., Yang J.M. Sparse random ultrasound phased array for focal surgery // IEEE Trans. Ultras. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — P. 1111—1121.
  12. 1 2 3 4 5 6 7 Gavrilov L., Hand J. A theoretical assessment of the relative performance of spherical phased arrays for ultrasound surgery // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control. — 2000. — V. 47. — P. 125—138.
  13. 1 2 Illing, R., Emberton, M. Sonablate®-500: transrectal high-intensity focused ultrasound for the treatment of prostate cancer // Future Drugs, Ltd. — 2006.
  14. Crouzet, S., Murat, F. J., Pasticier, G., Cassier, P., Chapelon, J.Y., Gelet, A. High intensity focused ultrasound (HIFU) for prostate cancer: current clinical status, outcomes and future perspectives // Int J Hyperthermia. −2010. — V. 26, № 8. — P. 796—803.
  15. 1 2 Hutchinson E.B., Buchanan M.T., Hynynen K. Design and optimization of an aperiodic ultrasound phased array for intracavitary prostate thermal therapies // Med. Phys. — 1996. — V. 23, № 5. — Р. 767—776.
  16. Sokka S.D., Hynynen K.H. The feasibility of MRI-guided whole prostate ablation with a linear aperiodic intracavitary ultrasound phased array // Phys. Med. Biol. — 2000. — V. 45. — P. 3373-3383.
  17. Gavrilov L.R., Hand J.W., Abel P., Cain C.A. A method of reducing grating lobes associated with an ultrasound linear phased array intended for transrectal thermotherapy of prostate // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Contr. — 1997. -V. 44, № 5. — Р. 1010—1017.
  18. 1 2 3 4 Гаврилов Л. Р., Хэнд Дж. Разработка и экспериментальное исследование внутриполостной фазированной антенной решётки для ультразвуковой хирургии простаты // Акуст. журн. — 2000. — T. 46, № 2. — C. 182—191
  19. Diederich C.J., Hynynen K. The development of intracavitary ultrasonic applicators for hyperthermia: A design and experimental study // Med. Phys. — 1990. — V. 17. — P. 626 −634.
  20. Smith N.B., Buchanan M.T., Hynynen K. Transrectal ultrasound applicator for prostate heating monitored using MRI thermometry // Int. Journ. of Radiat. Oncol. Biol. Physics. — 1999. — V. 43, № 1. — P. 217—225.
  21. Tan J.S., Frizzell L.A., Sanghvi N.T., Wu J.S., Seip R., Kouzmanoff J.T. Ultrasound phased array for prostate treatment // J. Acoust. Soc. Am. — 2001. — V. 109, № 6. — P. 3055-3064.
  22. Curiel L., Chavrier F., Souchon R., Birer A., Chapelon J.Y. 1.5-D High intensity focused ultrasound array for non-invasive prostate cancer surgery // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control. — 2002. — V. 49, № 2. — P. 231—242.
  23. Fan X., Hynynen K. A study of various parameters of spherically curved phased arrays for noninvasive ultrasound surgery // Phys. Med. Biol. — 1996. — V. 41, № 4. — P. 591—608.
  24. Wan H., VanBaren P., Ebbini E.S., Cain C.A. Ultrasound surgery: comparison of strategies using phased array systems // IEEE Trans. Ultras. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — P. 1085—1097.
  25. McGough R.J., Kessler M.L., Ebbini E.S., Cain C.A. Treatment planning for hyperthermia with ultrasound phased arrays // IEEE Trans. Ultras. Ferroelec. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — P. 1074—1084.
  26. Daum D.R., Hynynen K. Thermal dose optimization via temporal switching in ultrasound surgery // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 1998. — V. 45, № 1. — P. 208—215.
  27. Saleh K.Y., Smith N.B. Two-dimensional ultrasound phased array design for tissue ablation for treatment of benign prostatic hyperplasia / Int. J. Hyperthermia. — 2004. — V. 20, № 1. — P. 7-31.
  28. Daum D.R., Hynynen K. A 256-element ultrasonic phased array system for the treatment of large volumes of deep seated tissue // IEEE Trans. Ultras. Ferroelec. Freq. Ctrl. — 1999. — V. 46, № 5. — P. 1254—1268.
  29. Daum D.R., Smith N.B., King R., Hynynen K. In vivo demonstration of non-invasive, thermal surgery of the liver and kidney using an ultrasonic phased array // Ultrasound in Med. and Biol. — 1999. — V. 25, № 7. — P. 1087—1098.
  30. Clement G.T., Sun J., Giesecke T., Hynynen K. A hemisphere array for non invasive ultrasound surgery and therapy // Phys. Med. Biol. — 2000. -V. 45. — P. 3707-3719.
  31. 1 2 Сколник M. Введение в технику радиолокационных систем / Пер. с англ. — М.: Мир, 1965. −747 с.
  32. Hutchinson E.B., Hynynen K. Intracavitary ultrasound phased array for noninvasive prostate surgery // IEEE Trans. Ultras. Ferroelec. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — Р. 1032—1042
  33. Dupenloup F., Chapelon J.Y., Cathignol D.J., Sapozhnikov O.A. Reduction of the grating lobes of annular arrays used in focused ultrasound surgery // IEEE Trans. Ultras. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — P. 991—998.
  34. Frizell L. A., Goss S.A., Kouzmanoff J.T., Yang J.M. Sparse random ultrasound phased array for focal surgery // 1996 IEEE Ultrasonics Symposium. San Antonio,TX, Nov. 4-6. — 1996. — P. 1319—1323.
  35. 1 2 3 4 5 6 7 «Гаврилов Л. Р., Хэнд Дж., Юшина И. Г.» Двумерные фазированные решётки для применения в хирургии: сканирование несколькими фокусами // Акуст. журн. — 2000. — Т. 46, № 5. — С. 632—639.
  36. 1 2 3 Гаврилов Л. Р. Двумерные фазированные решётки для применения в хирургии: многофокусная генерация и сканирование // Акуст. журн. — 2003. — Т. 49, № 5. — С. 604—612
  37. Гаврилов Л. Р. Возможность создания фокальных областей сложной конфигурации применительно к задачам раздражения рецепторных структур человека фокусированным ультразвуком // Акустический журнал. — 2008. — Т. 54, № 1. — С. 1-12.
  38. Ильин С. А., Юлдашев П. В., Хохлова В. А., Гаврилов Л. Р., Росницкий П. Б., Сапожников О. А. Применение аналитического метода для оценки качества акустических полей при электронном смещении фокуса многоэлементных терапевтических решёток // Акустический журнал . −2015. — Т. 61, № 1. — C. 57-64
  39. Pernot M., Aubry J.-F., Tanter M., Thomas J.-L., Fink M. High power transcranial beam steering for ultrasonic brain therapy // Phys. Med. Biol. — 2003. — V. 48. — P. 2577—2589.
  40. 1 2 Hand, J. W., Shaw, A., Sadhoo, N., Rajagopal, S., Dickinson, R. J. & Gavrilov, L. R. A random phased array device for delivery of high intensity focused ultrasound // Phys. Med. Biol. — 2009. — V. 54. — P. 5675-5693.
  41. Yuldashev, P. V. & Khokhlova, V. A. Simulation of three-dimensional nonlinear fields of ultrasound therapeutic arrays // Acoustical Physics. — 2011. — V. 57, № 3. — P. 334—343.
  42. Kreider, W., Yuldashev, P. V., Sapozhnikov, O. A., Farr, N., Partanen, A., Bailey, M. R. & Khokhlova, V. A. Characterization of a multi-element clinical HIFU system using acoustic holography and nonlinear modeling // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. Freq. Contr.-2013. -V. 60, № 8. — P. 1683—1698.
  43. Cain С. Histotripsy: Controlled mechanical sub-division of soft tissues by high intensity pulsed ultrasound // 5th International Symposium on Therapeutic Ultrasound, Boston, USA. — 2005. — P. 13.
  44. Kim Y., Hall T.L., Xu Z., Cain C.A. Transcranial histotripsy therapy: a feasibility study. // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 2014. — V. 61, № 4. — P. 582—593.
  45. Lin K.W., Kim Y., Maxwell A.D., Wang T.Y., Hall T.L., Xu Z., Fowlkes J.B., Cain C.A. Histotripsy beyond the intrinsic cavitation threshold using very short ultrasound pulses: microtripsy.// IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. — 2014. — V. 61, № 2. — P. 251-65.
  46. Гаврилов Л. Р., Сапожников О. А., Хохлова В. А. Спиральное расположение элементов двумерных ультразвуковых терапевтических решёток как метод улучшения качества динамической фокусировки и повышения интенсивности в фокусе // Известия РАН. Сер. физическая. −2015. — Т. 79, № 10. — P. 1386—1392.
  47. Jeanmonod, D., Werner, B., Morel, A., Michels, L., Zadicario, E., Schiff, G. & Martin, E.Transcranial magnetic resonance imaging-guided focused ultrasound: noninvasive central lateral thalamotomy for chronic neuropathic pain // Neurosurg. Focus. — 2012. — V. 32, № 1. — E1.
  48. Elias, W.,J., Huss, D., Voss, T., Loomba, J., Khaled, M., Zadicario, E., Frysinger, R.,C., Sperling, S. A., Wylie, S., Monteith, S. J., Druzgalm J., Shahm B. B., Harrison, M., Wintermark, M. A pilot study of focused ultrasound thalamotomy for essential tremor // The New England Journal of Medicine. — 2013. — V. 369, № 7. — P. 640—648.
  49. McDannold, N., Clement, G., Black, P. Jolesz, F., Hynynen, K. Transcranial MRI-guided focused ultrasound surgery of brain tumors: Initial findings in three patients // Neurosurgery. — 2010. — V. 66, № 2. — P. 323—332.
  50. Monteith, S., Medel, R., Kassell, N. F., Wintermark, W., Eames M., Snell J., Zadicario, E., Grinfeld J., Sheehan J. P., Elias W. J. Transcranial magnetic resonance-guided focused ultrasound surgery for trigeminal neuralgia: a cadaveric and laboratory feasibility study // Journal of Neurosurgery. — 2013. — V. 118, № 2. — P. 319—328.
  51. Monteith, S. J., Harnof, S., Medel, R., Popp, B., Wintermark, M., Lopes, M. B., Kassell, N. F., Elias, W. J., Snell, J., Eames, M., Zadicario, E., Moldovan, K., Sheehan, J. Minimally invasive treatment of intracerebral hemorrhage with magnetic resonance-guided focused ultrasound. Laboratory investigation // J. Neurosurg. — 2013. — V. 118, № 5. — P. 1035—1045.

ЛитератураПравить

  • Gavrilov L. R., Hand J.W. High-Power Ultrasound Phased Arrays for Medical Applications. — N.Y.: Nova Science Publishers, 2014. — 200 p.
  • Сколник M. Введение в технику радиолокационных систем / Пер. с англ. — М.: Мир, 1965. −747 с.
  • Гаврилов, Л. Р. Фокусированный ультразвук высокой интенсивности в медицине. — М.: Фазис, 2013. −656 c. — 978-5-7036-0131-2.
  • Ebbini E.S., Cain C.A. Multiple-focus ultrasound phased array pattern synthesis: Optimal driving signal distributions for hyperthermia // IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. Freq. Ctrl. — 1989. — V. 36, № 5. — P. 540—548.
  • Goss S.A., Frizell L.A., Kouzmanoff J.T., Barich J.M., Yang J.M. Sparse random ultrasound phased array for focal surgery // IEEE Trans. Ultras. Ferroelectr. Freq. Ctrl. — 1996. — V. 43, № 6. — P. 1111—1121.
  • Hutchinson E.B., Buchanan M.T., Hynynen K. Design and optimization of an aperiodic ultrasound phased array for intracavitary prostate thermal therapies // Med. Phys. — 1996. — V. 23, № 5. — Р. 767—776.