автореферат диссертации по приборостроению, метрологии и информационно-измерительным приборам и системам, 05.11.17, диссертация на тему:Исследование прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани с целью повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком

На правах рукописи

004607299

ЛЕОНОВА АНТОНИНА ВАЛЕРЬЕВНА

ИССЛЕДОВАНИЕ ПРОХОЖДЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОГО ПУЧКА ЧЕРЕЗ СЛОИСТУЮ СТРУКТУРУ БИОТКАНИ С ЦЕЛЬЮ ПОВЫШЕНИЯ ТОЧНОСТИ НАВЕДЕНИЯ ЛОКАЛЬНОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ ФОКУСИРОВАННЫМ УЛЬТРАЗВУКОМ

Специальность: 05.11.17 «Приборы, системы и изделия медицинского назначения»

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

2 6 АВГ 20,0

Таганрог 2010

004607299

Работа выполнена в Технологическом институте Федерального государственного автономного образовательного учреждения высшего профессионального образования «ЮЖНЫЙ ФЕДЕРАЛЬНЫЙ УНИВЕРСИТЕТ» в г. Таганроге на кафедре электрогидроакустической и медицинской техники

Научный руководитель: доктор технических наук,

профессор Н.Н. Чернов (ТТИ ЮФУ, г.Таганрог)

Официальные оппоненты: доктор технических наук,

профессор И.И. Турулин (ТТИ ЮФУ, г.Таганрог)

кандидат технических наук, профессор А.ВЛитвин (Донской государственный технический университет, г.Ростов - на - Дону)

Ведущая организация: Федеральное государственное унитарное

предприятие «Таганрогский научно-исследовательский институт связи» (ФГУП«ТНИИС»)

Защита состоится «26» августа 2010 г. в ^часов на заседании диссертационного совета Д 212.208.23 при Южном федеральном университете по адресу: Ростовская обл., г. Таганрог, ул. Шевченко, 2, ауд. Е-306

С диссертацией можно ознакомиться в зональной библиотеке Южного федерального университета

Автореферат разослан » ¿^--2010 г.

Ученый секретарь

диссертационного совета, д.т.н., доцент

И.Б. Старченко

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ Актуальность темы диссертации

Применение ультразвука в терапии и хирургии требует проведения исследования различного рода взаимодействий ультразвуковых волн с биотканями. Применяя технику фокусирования, удается концентрировать ультразвуковую энергию в локальной области и на любой глубине озвучиваемого объема в направлении распространения ультразвуковых волн. Этот метод лег в основу ультразвуковой хирургии и литотрипсии, позволяющих проводить лечение целого ряда болезней: от мочекаменной болезни до заболеваний опорно-двигательного аппарата. В настоящее время развиваются методы воздействия высокоинтенсивным фокусированным ультразвуком на доброкачественные опухоли, например, при лечении аденомы простаты. Однако, для успешного и эффективного применения в клинической практике новых методик ультразвукового воздействия, требуется дополнительное исследование процесса распространения ультразвука в биологической ткани, которое приведет к пониманию всего спектра возможного влияния ультразвука на организм человека, как благоприятно, так и неблагоприятного. В связи с этим, значительный исследовательский интерес представляет изучение воздействия высокоинтенсивного фокусированного ультразвука на биоткани и влияния среды распространения колебаний на область фокусировки и характеристики фокусного пятна. Геометрические и акустические параметры фокусного пятна являются важной частью хирургического воздействия и, в конечном счете, определяют успех лечебной процедуры. Поэтому важно исследовать причины возникновения изменения формы и смещения фокусного пятна, уметь учитывать влияние эффектов, возникающих при прохождении льтразвукового пучка через биоткани и использовать полученные результаты для овышения точности наведения локального воздействия ультразвука на организм человека с помощью аппаратов ультразвуковой хирургии.

Другим, не менее важным, вопросом является проблема наведения зоны высокого давления (фокуса) на планируемую область воздействия. В настоящее время нет надежных ультразвуковых способов наведения хирургического нструмента на объект операции и ультразвуковых интроскопов для определения оординат объекта операции с привязкой к внешней системе координат.

Знания особенностей, эффектов и закономерностей прохождения льтразвуковых волн через биоткани расширят область применения юкусированного ультразвука в медицине, приведут к развитию точных, ффективных и безопасных процедур ультразвуковой терапии и хирургии, (ели и задачи работы

Целью диссертации является развитие физических подходов, позволяющих сследовать процессы прохождения и взаимодействия фокусированного льтразвукового пучка со слоистыми структурами биологических тканей и учет ффектов, возникающих при прохождении ультразвукового пучка через слоистую груктуру биоткани для повышения точности локализации воздействия на иообъекты.

В соответствии с поставленной целью были рассмотрены следующие задачи:

1. Теоретическое и экспериментальное исследования влияния слоистой структуры биоткани на процесс распространения акустических волн.

2. Теоретическое и экспериментальное исследования особенностей формирования фокальной области при прохождении фокусированного ультразвукового пучка через слоистые структуры биоткани.

3. Разработка методики и алгоритма повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуковым пучком на неоднородности в биотканях.

Научные результаты, выносимые на защиту:

1. Теоретическая модель распространения акустического поля в слое биоткани с учетом коэффициентов прохождения ультразвука на основе лучевой акустики.

2. Выявленные особенности прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани, связанные со смещением траектории ультразвуковых лучей в зависимости от типа, количества, толщины слоев биоткани и угла падения ультразвуковых лучей на слой биоткани.

3. Результаты теоретических и экспериментальных исследований влияния слоистой структуры биоткани при прохождении через нее фокусированного ультразвукового пучка на формирование фокальной области.

4. Методика и алгоритм повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуковым пучком на биоткани с учетом эффектов, возникающих при его прохождении через слоистую структуру биоткани.

Научная новизна диссертационной работы:

1. Теоретически показаны и экспериментально подтверждены закономерности влияния параметров слоистой структуры биоткани на прохождение ультразвукового луча.

2. Разработана теоретическая модель, описывающая распространение акустического поля в неоднородной биоткани.

3. Теоретически рассчитано и экспериментально подтверждено изменение формы фокальной области и места ее локализации при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани.

Практическая значимость работы:

1. Возможность описания распространения акустических полей, создаваемых медицинскими аппаратами для хирургии и диагностики, в слоях биотканей.

2. Повышение точности наведения локального воздействия существующих и разрабатываемых аппаратов для литотрипсии и неинвазивной ультразвуковой хирургии за счет учета влияния процессов, возникающих при прохождении ультразвукового пучка через слоистые структуры биоткани.

3. Возможность управления интенсивностью, формой фокальной области и местом ее локализации с помощью разработанных методики и алгоритма для блока коррекции аппарата ультразвуковой хирургии, учитывающего смещение траектории ультразвукового луча.

4. Повышение безопасности и эффективности хирургического воздействия фокусированного ультразвука на патологические объекты внутри организма, что будет способствовать распространению методов неинвазивной хирургии.

Методики исследования

Теоретические исследования основывались на методах лучевой акустики,

которые применялись в задачах прохождения ультразвукового луча через слоистую

структуру биоткани, в расчете искажения формы фокальной области при

прохождении фокусированного ультразвукового пучка через слоистую структуру

биоткани. Экспериментальные исследования проводились в соответствии с правилами и методиками, использующимися в линейной акустике. Необходимые расчеты были выполнены при помощи программного комплекса Mathcad 13. Внедрение результатов работы

Результаты диссертационной работы были использованы НМФ «Нейротех», г. Таганрог и ГОУ ВПО Ростовским государственным медицинским университетом Росздрава (кафедра общей хирургии) г. Ростов - на - Дону, при выполнении научно-исследовательской работы «Разработка пьезоэлектрического генератора ударно-волновых импульсов для комплекса «Литотриптер-Медолит». Отчет о НИР № ГР 01200800986, договор № 13649, а также в учебном процессе кафедры ЭГА и МТ. Апробация работы

Основные результаты работы обсуждались на конференциях и семинарах: 14-ая международная школа-конференция молодых ученых «Биология - наука XXI века» г. Пушино, 2010; VI Всероссийская межвузовская конференция молодых ученых «Биомедицинские технологии, мехатроника и робототехника», г. С.Петербург, 2009; V ежегодная научная конференция студентов и аспирантов базовых кафедр Южного научного центра РАН, г.Ростов - на -Дону, 2009; VI Всероссийская научная конференция молодых ученых, аспирантов и студентов «Информационные технологии, системный анализ и управление», г. Таганрог, 2008; НТК «Нелинейные акустические системы», г.Таганрог, 2008; Всероссийская НТК « XX сессии РАО», г. Москва, 2008; Всероссийская конференция «Неделя науки», г. Ростов - на -Дону, 2008; Всероссийская НТК с международным участием «Медицинские информационные системы», г. Таганрог, 2008; Всероссийская НТК «Перспективы фундаментальной и прикладной науки в сфере медицинского приборостроения», г. Таганрог, 2009; Всероссийская НТК «Экология 2009 - море и человек», г. Таганрог, 2009; Научно-технические конференции профессорско-преподавательского состава, аспирантов и сотрудников ТТИ ЮФУ, г. Таганрог, 2008-2010 гг.

Работа была обсуждена на совместном заседании кафедр электрогидроакустической и медицинской техники (ЭГА и МТ), автоматизированных систем научных исследований и экспериментов (АСНИ и Э), технологии микро- и наноэлектронной аппаратуры (ТМ и НА), физики.

Публикации

По материалам диссертационной работы опубликовано 14 печатных работ, среди которых 5 работ в журналах из Перечня ВАК.

Структура и объем диссертации

Диссертационная работа состоит из введения, шести глав, заключения, библиографического списка, включающего 115 наименований и приложения. Содержание диссертационной работы изложено на 135 страницах.

СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИОННОЙ РАБОТЫ

Во введении обоснована актуальность темы исследования, кратко изложено содержание диссертации, сформулированы основные научные положения, выносимые на защиту.

В первой главе представлен обзор литературных источников по проблемам исследований взаимодействия фокусированного ультразвука с биологическими тканями. Описаны особенности строения и акустические характеристики биотканей,

лежащих на пути распространения ультразвукового пучка при стандартных хирургических операциях. При взаимодействии терапевтического или хирургического ультразвука с биотканью, ультразвуковой пучок, как правило, проходит через кожу, жировую, мышечную ткань и ткани исследуемых органов. Поэтому биологическая ткань рассмотрена как структура, состоящая из слоев тканей, обладающих разным показателем преломления п<] и л>1 (кожа, мышечная ткань п<1, жировая ткань п>1). Проанализированы особенности распространения ультразвука в слоистых биотканях. Рассмотрены вопросы применения высокоинтенсивного фокусированного ультразвука в хирургии и направления в разработке методов повышения его эффективности воздействия. Описаны сведения об исследованиях искажения области разрушения за счет взаимодействия ультразвука с биотканями. Рассмотрены вопросы повышения точности наведения на объект разрушения. Сделаны выводы об актуальности работы и сформулированы задачи исследования.

Вторая глава посвящена теоретическому анализу исследования прохождения акустического луча через слоистую структуру биоткани с учетом коэффициентов прохождения ультразвука. Поставлена задача исследования прохождения ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани, которая заключается в теоретическом исследовании прохождения ультразвукового луча через слой биоткани в рамках теории лучевой акустики. Акустическое поле в слое биоткани, можно представить как пространственное распределение плоских волн, создаваемых падающей волной, с учетом коэффициента прохождения ультразвука через слой биоткани. Общее акустическое поле в заданной точке слоя биоткани получается интегрированием по всему спектру плоских волн. На основе интегрального уравнения (1), описывающего акустическое давление в среде при отсутствии биоткани, было найдено выражение акустического давления в слое биоткани (2) Р = ~Р,и^)2АЦФ(в,<р)а-^ехр[К1<й~кгН)]. (1)

2 ? !-« * (2)

Я,(*,0) =-Р0х((—) йв$\в1в)1//(в)Ф(в.ч>)П1>[И<Г1(в.ч>)].

.

Наиболее значительный член, который можно получить непосредственно из уравнения (2) оценкой двойного интеграла в окрестности «стационарной» точки (методом стационарной фазы), принимает вид -А (¡4) «/(воУилСе,,)

Р,/Р0 =-^ 2'1_¿Л-- ■ Ф(9,ф)е 0,0) ,

где Рг/Р0 - давление в слое биоткани, относительно давления на поверхности излучателя; к - волновое число в среде; пи(0о- 0)- набег фазы в слое биоткани; л -площадь излучателя; Ф(0,<р) - двумерная функция направленности круглого поршневого излучателя в экране.

Выражение (3) описывает распространение акустического давления в слое биоткани с учетом коэффициента прохождения ультразвука для биоткани.

Для проведения численного моделирования акустического поля в слое биоткани, была проведена оценка коэффициентов прохождения ультразвука для кожи, жировой ткани и мышечной ткани с учетом угла падения на слой биоткани.

Получено выражение для коэффициента прохождения ультразвука, где все юдные импедансы представлены в явном виде:

¡V "А,/А, =[22,/(2, +2, У*

-iz./jf^,) г,-/л,«(«»,)

z,z; -z,z, ) - ) j) ^ +

z,z2-z,z, in^mcp^-^zlig^-^z^ig^,))

+ Z,)/(

Z,Z¡ + Z¡'íí;(% )tg(P,) - i(Z,Z, ) + ))

Zt + ZjW

(4)

[e z, - импеданс в воде; Z, - импеданс в коже ; Z,- импеданс в жировой ткани; z4 -лпеданс в мышечной ткани; - набег фазы в коже; фг - набег фазы в жировой :ани; ф3- набег фазы в мышечной ткани.

Исходя из акустических характеристик биотканей, оценены коэффициенты юхождения W(0) для случая падения ультразвукового луча под углом на биоткань иного типа, рисунок 1. Из рисунка 1 видно, что коэффициент прохождения штразвука для всех рассмотренных типов биотканей не зависит от угла падения, шчения которого лежат в диапазоне от 0° до 25°. С увеличением угла падения в тпазоне от 25° до 60° для мышечной и жировой биотканей коэффициент юхождения уменьшается, для кожи незначительно (0,926 - 0,94) увеличивается, пя мышечной ткани динамика падения коэффициента прохождения выражена жьше, чем для жировой ткани. Критический угол прохождения ультразвукового /ча через кожу 86,3°; через мышечную ткань 71,8°.

—$™-вода - кожа j. на—вода - жировая ткань - v-вода - мышечная ткань

60

С учетом найденных коэффициентов прохождения ультразвука было проведено численное моделирование

распространения акустического поля в слое биоткани. Чтобы оценить акустическое поле в слое биоткани, из выражения (3), определялось отношение

модуля |РС/Р0| распределения акустического давления в слое биоткани к акустическому давлению на излучателе, кустическое поле моделировалось для круглого пьезоэлектрического излучателя 1аметром 2а = 2.5см с резонансной частотой Г=1М Гц. Акустическое поле, при хутствии слоя биоткани, находим, подставляя в выражение (3) значения п = 1, \У 1. На рисунке 2 показан модуль распределения акустического давления в слое юткани. В жировом слое биоткани амплитуда акустического давления упала на 7% - исходной, а в мышечном на 9%, что несколько больше чем уменьшение ютветствующих коэффициентов прохождения для биотканей.

80

. градусы

Рисунок 1. Коэффициенты прохождения ультразвука для биотканей

Учитывая,

что

р2

интенсивность плоской

волны I = — пропорциональна квадрату

амплитуды давления, интенсивность акустического поля в жировом слое упадет на 14%, в мышечном на 18 % от исходной. Для достижения необходимой интенсивности акустического поля в исследуемом слое биоткани, необходимо учитывать акустические параметры слоев и коэффициенты Рисунок 2. Распределение акустического прохождения ультразвука для давления в слое биоткани биотканей.

В третьей главе исследовано смещение направления распространения акустической волны при прохождении слоев биоткани на основе теории лучевой акустики.

При прохождении ультразвукового луча через слой биоткани за счет эффектов преломления происходит смещение его траектории, (рисунок 3). Величину смещения траектории ультразвукового луча Ь вдоль оси х можно посчитать по формуле

Ь

-й—гт- ■ (5)

(—

Рисунок 3. Смещение траектории ультразвукового луча Полученные данные о смещении

траектории ультразвукового луча при прохождении слоев биоткани (кожи, жировой ткани и мышечной ткани) были использованы при разработке алгоритма блока коррекции для управления хирургическим ультразвуковым аппаратом. В таблице 1 представлены результаты расчета смещения траектории ультразвукового луча для средних параметров биоткани.

Угол падения вода-кожа, градусы 0 5 10 и 20 25 30 35 40 45

Смешение траектории /, кожа, мм 0 0,02 0,03 0,05 0,06 0,08 0,1 0,12 0,15 0,18

Смещение траектории /. жировая ткань, мм 0 0,15 0,3 0,45 0,59 0,73 0,86 0,97 1,04 1,04

Смещение траектории Л мышечная ткань, мм 0 0,22 0,46 0,72 1,04 1,43 1.95 2,66 3.67 5,2

На основе методов лучевой акустики проведены исследования искажения формы фокального пятна при прохождении фокусированного ультразвукового луча через биоткани. В однородной биоткани фокальная область по форме напоминает эллипсоид вращения, вытянутый в направлении распространения ультразвуковых волн.

Если на слой биоткани направить фокусированный ультразвуковой пучок, то направление распространения каждого его луча сместиться на соответствующую

величину Ь. В отсутствие слоя биоткани два сходящихся луча пересекутся в точке 1, на рисунке 4 эти лучи обозначены пунктирной линией. При прохождении двух сходящихся лучей через слой биоткани в результате смещения траектории

Источник фокусированного ультразвука

Пьезоизпучатель

Ультразвуковой луч

1- Вода

2< Кожа

3* Жировая ткань

4- Мьшечная ткань

Фокальная область

Рисунок 4. Смещение точки фокусировки

ультразвукового луча на Ь лучи пересекутся в точке 2, произойдет смещение точки фокусировки на величину Ъг. Вместо одной возникнет несколько точек фокусировки, положение каждой из которых будет определяться смещением Ьг вдоль оси 2 I

12 = —— . (6)

Смещения точки фокусировки на величину Ьг при прохождении ультразвукового луча слоев биоткани под углами от 0° до 45° представлено в таблице 2 (кожа 2мм, жировой слой 20 мм, мышечный слой 30 мм).

Угол падения на границу вода - кожа, градусы 0 5 10 15 20 25 30 35 40 45

'езультирующее смещение Ь кожа - жировая ткань -мышечная ткань, мм 0 0,09 0,2 0,3 0,5 0,8 1,2 1,8 2,8 4,3

Смешение точки фокусировки вдоль оси г Ьг кожа - жировая ткань -мышечная ткань, мм 0 0,9 1,0 1,1 1,3 1,6 2,0 2,4 3,0 4,0

При прохождении ультразвуковых лучей фокусируемого преобразователя через слой биоткани происходит искажение фокальной области, которая является совокупностью фокальных пятен в каждой точке фокусировки. Полученные данные, использовались при разработке алгоритма для блока коррекции.

Для пьезоэлектрического

литотриптора малой апертуры с радиусом антенной решетки Я = 300 мм, рабочей дистанцией Р=450 мм, длиной волны X. = 1,5 мм, без учета среды распространения расчетная форма фокальной области в мышечном слое будет определяться шириной, составляющей 1,37 мм, и длиной - 12 мм. Форма фокальной области в мышечном слое с учетом слоистой структуры биоткани (вода -кожа - жировая ткань - мышечная ткань) под углами от 0° до ±45°, представлена на рисунке 5. Пунктирной линией изображена расчетная фокальная область, а сплошными - совокупность реальных фокальных пятен для средних

а)

б)

в)

Рисунок 5. Фокальная область

параметров слоев биотканей (рисунок 5.а), толстого слоя жировой ткани ( рисунок 5.6), толстого слоя мышечной ткани ( рисунок 5.в). Точками на оси Ъ изображено смещение точки фокусировки на величину Ьг при соответствующих углах падения ультразвукового луча (таблица 2). На рисунке 5 а видно, что фокальная область удлинится не симметрично: по направлению к излучателю на величину Ьа=3,4 мм, а в обратном направлении - на величину ЬЬ = 7,5 мм. Результирующая длина фокальной области Ьс = 22,9 мм. По сравнению с расчетной длина фокальной области увеличилась в 1,9 раза. Ширина фокальной области увеличивается симметрично оси г. Разница в ширине фокальной области с учетом слоистой структуры и без нее составляет 0,09 мм.

Аналогичным образом рассчитана геометрия фокальной области для тучных пациентов (толщина кожи 2 мм, толщина жирового слоя 60 мм, толщина мышечного слоя 30 мм). Удлинение фокальной области не симметрично (рисунок 56): Ьа= 3,4 мм, ЬЬ = 6 мм, Ьс = 21,4. С увеличением толщины жирового слоя на 40 мм, длина фокальной области уменьшиться на 1,5 мм. По сравнению с расчетной длина фокальной области увеличилась в 1,7 раза.

Сравнивая фокальные области, сформированные в результате прохождения фокусированного ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани с разной толщиной слоя жировой ткани (рисунок 5 а, б), можно сказать, что в случае толстого жирового слоя искажение формы фокальной области меньше и более симметрично относительно оси х.

Для пациентов атлетического телосложения, т.е. с толстым слоем мышечной ткани и средней толщиной жировой ткани (толщина кожи 2мм, толщина жирового слоя 20 мм, толщина мышечного слоя 50 мм), рисунок 5, фокальная область удлинится на величину Ьа= 3,4 мм, ЬЬ=11 мм, Ьс = 26,4 мм. С увеличением мышечного слоя на 20 мм длина фокальной области увеличилась на 3,5 мм, (рисунок 5). По сравнению с ожидаемым размером фокальной области, в случае с толстым слоем мышечной ткани длина фокальной области увеличится больше (в 2,2 раза), чем в выше рассмотренных случаях.

Таким образом, при прохождении фокусированного ультразвукового пучка через слоистые биоткани, наблюдаются существенные искажения формы фокальной области, за счет смещения траектории ультразвукового луча, приводящего к смещению точки фокусировки, и размыву области фокусировки. Смещение траектории ультразвукового луча будет сильнее выражено в том слое биоткани, толщина которого больше. Результирующее смещение траектории ультразвукового луча зависит не только от величины смещения траектории ультразвукового луча в

каждом слое, но и от направления смещения, обусловленного акустическими свойствами слоев биоткани.

При формировании фокальной области с помощью антенной решетки пьезоэлектрического литотриптора с большей апертурой (Я =400 мм, Р = 200 мм, Я = 1,5 мм), без учета среды ширина фокальной области составит 0,45 мм, длина - 5,4

мм. Результирующая форма фокальной области с учетом слоистой структуры биоткани представлена на рисунке 6. На рисунке б.а (Ьа = 0, 4 мм, ЬЬ= 4,2 мм) результирующая длина фокальной области Ьс=10 мм в 1,8 раза превышает расчетную. Для случая прохождения фокусированного ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани с толстым жировым слоем, рисунок 6.6 (Ьа - 0, 4 мм, ЬЬ= 2,7 мм), Ьс = 8,9 мм меньше, чем Ьс в случае со средними параметрами тканей.

но больше расчетной длины фокальной области в 1,6 раза. Для случая прохождения фокусированного ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани с толстым слоем мышечной ткани, рисунок 6.в (Ьа = 0,4 мм, ЬЬ= 8,3 мм), результирующий размер фокальной области Ьс = 14,5 мм в 2,6 раза превышает расчетный.

г Из рисунков 5-6 видно, что

I а ^. . , для всех шести

рассмотренных случаев наблюдается искажение формы фокальной области. Искажение не симметрично относительно оси х. Во всех случаях величина Ьа меньше величины ЬЬ. Величина Ьа в основном определяется размером фокального пятна при перпендикулярном падении ультразвукового луча на биоткань. Чем меньше расчетные размеры

фокальной области, , тем больше вероятность

совпадения «верхней части» (по направлению к антенной решетки) расчетной и реальной фокальных

областей.

толщиной и акустическими

а) Средние параметры слоев биоткани

в) Толстый слой мышечной ткани

б) Толстый жировой слой

Рисунок 6. Искажение фокальной области литотриптора с большей апертурой антенной решетки

Величина ЬЬ во всех случаях определяется параметрами слоев биоткани. С увеличением толщины жирового слоя ЬЬ падает, с увеличением толщины мышечного слоя ЬЬ растет. С увеличением расчетных размеров фокальной области искажение формы результирующей фокальной области становится более симметричным относительно оси х. Смещение траектории ультразвукового пучка при прохождении через биоткань приводит к заметному смещению и искажению формы фокального пятна.

Четвертая глава посвяшена разработке методики проведения

экспериментальных исследований прохождения ультразвукового пучка через слоистые структуры биоткани на специально созданной лабораторной установке. Исходя из цели экспериментальных исследований, решена задача анализа смещения максимума поперечного распределения акустического поля от первоначального положения при прохождении ультразвукового луча через слои биологических

тканей. Определены основные параметры установки и режимы исследований.

Исследования проводились в двух случаях: 1 случай, соответствующий геометрическому расположению биообъекта и излучателя при проведении процедуры ультразвукового определения расположения неоднородности в органах и тканях и дальнейшего наведения на него мощного ультразвукового пучка; 2 случай, соответствующий геометрическому расположению биообъекта и излучателя при

Генератор

Формирователь

Усилитель мощности

- Гидроакустически А Овксейи

Уе1ройсгео ПОМ1МОИИ-

ромни*

Гкдрофон

з:

Модель биообъекта

Осци;1:кк'рвф Высокочастотный усилитель Сомописсц

уровня

проведении литотрипсии.

Приведены общие критерии моделирования биологических тканей при акустических измерениях в медицинских целях. Подобраны и изготовлены имитационные слои биотканей, используемые в эксперименте. Разработана экспериментальная установка, приведена и описана ее структурная схема, рисунок 7. Разработаны методика и схема проведения экспериментальных исследований, проведена оценка погрешностей

экспериментальных измерений.

Рисунок 8. Структурная схема лабораторной установки

В пятой главе приведены результаты экспериментального исследования

прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани, влияния

слоистой структуры биоткани на точность определения координат и размеров

новообразований в организме. Приведены результаты исследования слоистой

структуры биоткани с показателем преломления п>1 и п<1 на частоте излучателя

1МГц. Биоткань располагалась согласно 1 случаю, относительно излучателя на

расстоянии 2 см, относительно приемника - 13 см. Результаты экспериментальных

данных после обработки представлены в виде графиков на рисунке 9.

г 4 £

10 ....................20..........................30.........................40.............. ..........50

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Рисунок 9. Распределение амплитуды давления и смещения траектории ультразвукового луча при прохождении через слой биоткани а) п<1, б) п>1 под

различными углами

На рисунке 9 представлено поперечное распределение амплитуды давления. По оси ординат отложена нормированная амплитуда акустического давления. По оси абсцисс различного типами линиями обозначены поперечные распределения акустического поля и смещения максимума характеристики направленности ультразвукового луча при прохождении слоя биоткани под различными углами.

На рисунке 9 видно, что при прохождении ультразвукового луча под углом к слою биоткани максимум поперечного распределения смещается на величину ДЬ в пределах 4 мм. С увеличением угла падения увеличивается величина смещения траектории ультразвукового луча. При прохождении через слой биоткани с п<1 (рисунок 9 а) величина смещения максимума изменяется в диапазоне от 1,5 до 3,4 мм, а траектория луча приближается к поверхности раздела слоев биотканей. При прохождении ультразвукового луча через слой биоткани с п>1 (рисунок 9 б) значения величины смещения траектории ультразвукового луча лежат в диапазоне от 1,4 до 3,1 мм, а смещение ультразвукового луча будет направлено к нормали от поверхности раздела слоев биотканей. На рисунке 10 представлены результаты экспериментальных исследований прохождения ультразвукового луча через биоткани различной толщины для угла падения луча 15°. Как видно из рисунка 10, смещение траектории ультразвукового луча увеличивается с толщиной слоя, модуль смещения траектории лежит в диапазоне от 1,5 до 4 мм.

6 ,....................................................-.................................................................................................. Результаты экспериментальных

""♦—Мышечная ткань г®- Ж.ияивая..ткань.....

исследовании прохождения

ультразвукового луча через

I г Г

1 о

01 ;

? 0 5 -2

о

-4

15

двухслойную биоткань с п>1 представлены на рисунке 11. При прохождении ультразвукового луча через двухслойную биоткань п> 1, происходит смещение

Толщина биоткани, мм

траектории ультразвукового луча на величину от 3 до 6,6 мм.

Рисунок 10. Смещение траектории ультразвукового луча при прохождении слоя биоткани различной толщины

Результаты экспериментальных исследований подтвердили ранее полученные теоретические

данные о смещении

■э -г Л -6 -5 -4 -3 -2 -1 О 1 2 йп.

о*

50

-8

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Рисунок 11. Зависимость смещение траектории ультразвукового луча для двухслойной биоткани от угла падения луча

траектории ультразвукового луча при прохождении через слои биотканей. Величина смещений при определении координат новообразования может быть соизмерима с самим новообразованием. Таким образом, при наведении высокоинтенсивного ультразвукового луча на область разрушения необходимо учитывать влияния неоднородностей биотканей, угол сканирования УЗИ, число границ раздела, толщину и тип биоткани.

Для оценки влияния биослоев на формирование места и вида фокального пятна в главе 5 проведено экспериментальное исследование прохождения ультразвукового луча через слои биоткани для 2 случая, когда относительно излучателя биоткань располагалась на расстоянии 21 см, относительно приемника -14 см. Зная величину смещения траектории ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани, можно расчитать результирующую форму фокальной области. Результаты экспериментальных исследований, после их обработки, представлены на рисунке 12. Все имитационные слои биоткани выбраны одинаковой толщины, равной 1 см.

А

* 10 20 30 40

-2

Угол падения ультразвукового луча, градусы Угол падения ультразвукового луча, градусы

а) б)

Рисунок 12. Зависимость смещения ультразвукового луча от угла падения на слой

биоткани, а) п<1, б) п>1 Из рисунка 12 видно, что с увеличением угла падения увеличивается величина смещения ультразвукового луча от 0 до 4,7 мм для всех типов биоткани. Значение смещения лежит в области положительных значений для биоткани с п<1, в отрицательных значений - для биоткани с п>1. Модуль смещения траектории ультразвукового луча больше на 1,6 мм, чем при исследовании прохождения ультразвукового луча через биоткань, расположенную согласно 1 случаю.

Различие в величине смещения для двух случаев обусловлено, вероятно, тем, что во 2 случае расширяется н характеристика направленности

-10 ----------------Толщина биоткани,-мм___________________ уЛЬТрЗЗВуКОВОГО Луча, В

Рисунок 13. Зависимость смещения результате чего

ультразвукового луча от толщины слоя биоткани

увеличивается угол падения на границу раздела биосред, а, как было отмечено ранее, с увеличение угла падения увеличивается величина смещения максимума характеристики направленности. Экспериментальные данные по исследованию прохождения ультразвукового луча через слои биоткани разной толщины, при постоянном угле падения 15°, представлены на рисунке 13. Смещение траектории

ультразвукового луча увеличивается с ростом толщины в обоих типах биотканей и лежит в диапазоне от 2 до 6,5 мм для ткани с п<1 и от 2 до 5,4 для биотканей с п>1. Результаты экспериментальных исследований для двухслойной биоткнани с п>1, представлены на рисунке 14.

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Рисунок 14. Зависимость смещения траектории ультразвукового луча для

двухслойной биоткани от толщины При прохождении ультразвукового луча через двухслойную биоткань происходит существенное смещение траектории ультразвукового луча от 3,3 до 7, 3 мм. Полученные экспериментальные данные хорошо согласуются с результатами

моделирования и показывают правильность предложенной методики для расчета траектории прохождения ультразвукового луча через биоткани. На основе полученных экспериментальным путем данных проведена оценка величины искажения и формы фокальной области за счет смещения траектории ультразвукового пучка при прохождении через слоистую структуру биоткани, результаты которой, представлены на рисунке 15. Сплошной линией изображена расчетная фокальная область, пунктирной -'•<' ' | совокупность реальных фокальных пятен.

КУ Результаты экспериментальных исследований

Биоткань п<1 Биоткань п>1 подтвердили теоретический расчет смещения Рисунок 15. Зависимость смещения точки Фокусировки и изменение формы точки фокусировки от угла падения Ф^альной области, обусловленные фокусированного пучка смещением траектории ультразвукового луча

при прохождении через биоткани. Смещение точки фокусировки в биоткани приводит к удлинению фокальной области более чем в 2,6 раза, что не отвечает требованиям хирургического воздействия ультразвуком, особенно в литотрипсии. При литотрипсии ультразвуковой пучок большую часть пути проходит в согласующей среде - воде, поэтому были проведены исследования прохождения ультразвукового луча через систему вода - биоткань. Смещение траектории ультразвукового луча для п<1 лежит в диапазоне от 1,1 до 2,7 мм в 1 случае и от 1,3 до 3,4 мм во втором, рисунок 16. Результаты прохождения ультразвукового луча для п>1 (жировая ткань) представлены на рисунке 17.

г

/ i 1 \ 0. ^

i /

»

[< 45°

L ./^,30'

i,

ti i * 1 ю-

Л -4 -3 -2 -1 О

15° 30° 45°

г Г \ \ I ^ 1 \

/'• * \ \\

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Рисунок 16. Зависимость смещения максимумов поперечного распределения и траектории ультразвукового луча от угла падения для сред вода - биоткань п<1. а)

случай, б) 2 случай

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Угол падения ультразвукового луча, градусы

Рисунок 17. Зависимость смещения траектории ультразвукового луча для сред вода -биоткань при п>1. а) 1 случай, б) 2 случай На рисунках 16, 17 видно, что тенденция увеличения смещения траектории ультразвукового луча во 2 случае по сравнению с 1 случаем сохраняется. Смещение траектории ультразвукового луча вода - биоткань п>1 лежат в пределах от 1,2 до 2,3 мм для 1 случая, и в пределах от 1,4 до 2,8 мм во втором случае.

В главе 5 так же представлены результаты экспериментальных исследований изменения амплитуды звукового давления при прохождении ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани. В результате экспериментального исследования были подтверждены теоретические расчеты падения акустического давления в зоне эффективного ультразвукового воздействия. На рисунке 18 представлены результаты экспериментального исследования прохождении ультразвукового луча через границу раздела воды с жировой и мышечной тканью при нормальном падении ультразвукового пучка на границу раздела биосред.

" При прохождении

ультразвукового луча через границу раздела вода -жировая ткань падение амплитуды акустического давления (10%) меньше, чем при прохождении

ультразвукового луча

границы раздела вода -мышечная ткань (12%). Исследования изменения амплитуды акустического давления за счет

/•-ч иица

.............Вода - Биоткань

... Вода - Биоткань -Биоткань - Вода

а)

б)

Рисунок 18. Распределение амплитуды звукового давления при прохождении ультразвукового луча через среду а) вода - биоткань; б) двухслойную биоткань

прохождения через слой биоткани и двухслойную биоткань показали, что с увеличением числа слоев биоткани, происходит уменьшение амплитуды звукового давления (12%), а также расширение характеристики направленности (рисунок 18). Показано, что с увеличением числа слоев и расстояния между излучателем и биотканью увеличивается величина смещения траектории ультразвукового луча.

Выявлено, что в результате прохождения ультразвукового луча через слои биотканей происходит смещение траектории ультразвукового луча, которое приводит к уменьшению интенсивности в слое биоткани, неточностям в определении координат новообразований и размытию фокальной области.

В шестой главе рассмотрена аппаратная реализация метода повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком на биоткани. Рассмотрены возможности учета смещения траектории ультразвукового пучка, возникающие за счет его прохождения через границы раздела слоистых структур биотканей. Разработана структурная схема хирургического аппарата. Для блока коррекции антенной решеткой излучателя разработан алгоритм, с помощью которого можно сформировать необходимые электрические импульсы, позволяющие производить коррекцию интенсивности воздействия и формы фокальной области в зависимости от толщины, вида биоткани по пути ультразвукового пучка. Структурная схема хирургического аппарата, представленна на рисунке 19 и состоит из ЭВМ, с помощью которой производится управление хирургическим аппаратом, антенной решетки и, связанный с ней, аппарата УЗИ. ЭВМ с помощью блока коррекции вычисляет время задержки 2.. „ для каждого из каналов излучения по разработанному алгоритму, представленному на рисунке 20. Функции блока коррекции заключаются в измерении параметров слоев биоткани,

вычислении и корректировки фазовых задержек для активных элементов антенной решетки.

1 *

аятмй»! реифткв

Э

Рисунок 19. Структурная схема Рисунок 20. Алгоритм для блока

хирургического аппарата с повышенной коррекции

точностью локализации воздействия

С целью уменьшения погрешности фокусировки группа активных элементов с одинаковой фазой должна располагаться на поверхности телесного угла антенной решетки величиной не более 5°.

В заключении сформулированы основные результаты, полученные в диссертационной работе.

ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ РАБОТЫ Теоретически и экспериментально исследовано влияние слоистой структуры биоткани на прохождение через нее фокусированного ультразвукового пучка. Основные результаты работы можно сформулировать следующим образом:

1. При воздействии фокусированным ультразвуком на биообъект существенную роль играют законы распространения ультразвука в биотканях и особенности строения биоструктур: типы, количество, толщина слоев биоткани и угол падения на биоткань.

2. При прохождении ультразвукового луча через слой биоткани происходит падение интенсивности акустического давления в слое биоткани на 7-12% определяемые коэффициентом прохождения ультразвука через биоткани. Разработанная теоретическая модель позволяет описывать распространение акустического поля в биоткани с учетом коэффициентов прохождения.

3. При прохождении ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани происходит смещение его траектории (1,4 - 7,3 мм). На величину и направление смещения оказывают влияние слои биоткани, их количество, типы, толщина и угол падения ультразвукового луча.

4. При прохождении ультразвукового пучка через слои биотканей из-за смещения траектории ультразвукового луча происходит искажение формы фокальной области за счет асимметричного увеличения длины более чем в 2,6 раза.

5. Результаты экспериментального исследования подтвердили смещение траектории ультразвукового луча при прохождении через слоистую структуру

биоткани и теоретический расчет искажения формы фокальной области за счет смещения траектории ультразвукового пучка. Проведено экспериментальное исследование изменения амплитуды звукового давления в слое биоткани за счет прохождения ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани.

6. Установлено, что для уменьшения искажений фокальной области активные элементы антенной решетки с одинаковой фазой колебаний должны располагаться на поверхности телесного угла величиной не более 5°.

. Разработаны структурная схема хирургического аппарата и алгоритм блока коррекции, позволяющие проводить регулировку интенсивности в слое биоткани, размеров фокальной области и области его воздействия, что приводит к повышению точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком на биоткани.

СПИСОК ПУБЛИКАЦИЙ В ЖУРНАЛАХ, РЕКОМЕНДОВАННЫХ ВАК

I. Леонова A.B., Чернов H.H. Исследование и разработка пьезоэлектрического излучателя коротких импульсов для медицинских целей//Известия Южного федерального университета. Технические науки, - г. Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ -2008.ТТ82. -№5. С. 181-183.

. Леонова A.B. Влияние слоистой структуры биоткани на акустическое поле мощного источника ультразвука// Научно-технический вестник Санкт-Петербургского государственного университета информационных технологий, механики и оптики, 2009 № 5 (63). С. 81-85.

. Леонова A.B., Гривцов В.В. Моделирование процессов прохождения мощных ультразвуковых колебаний через слоистую структуру биологических сред // Известия Южного федерального университета. Технические науки. - Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2009. Т.96_№>7. С. 158-162.

, О.С. Борисова, В.А. Воронин, H.H. Куценко, A.B. Леонова, И.Б. Старченко, H.H. Чернов. Моделирование нелинейных сред и сигналов в акустике и медицине// Известия Южного федерального университета. Технические науки, - Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2010. №2 (103). С. 14 - 20.

Леонова A.B., Чернов H.H. Экспериментальная установка для исследования прохождения узкого ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани И Известия Южного федерального университета. Технические науки, - Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2009. T.99_Ni>10 (9). С. 155-159.

убликации в других изданиях Леонова A.B. Чернов H.H. Широкополосный пьезоэлектрический излучатель для хирургии II XX сессии РАО, Москва: Изд-во ГЕОС.-т. 2,- 2008. С.188. Леонова A.B., Вайн В.А. Численное моделирование нелинейных эффектов при ударно-волновой литотрипсии // Неделя науки - 2008: Сб.тезисов. Том 2. -Таганрог: Изд-во: ТТИ ЮФУ, 2008. С. 190-192.

Леонова A.B. К вопросу численного моделирования нелинейных эффектов при ударно-волновой литотрипсии II Сб.докладов конференции «ИТСАУ», г. Таганрог, 2008: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2008. С. 175.

Леонова A.B., Чернов H.H. Влияние слоистой структуры биоткани на акустическое поле мощного источника ультразвука // Сб.докладов V ежегодная научная конференция студентов и аспирантов базовых кафедр Южного научного центра РАН: Ростов tílJX: Изд-во ЮНЦ РАН, 2009. С. 161.

Ю.Леонова A.B. К вопросу о влиянии слоистой структуры биоткани t акустическое поле мощного источника ультразвука // «Биомедицинскр технологии, мехатроника и робототехника»: VI Всероссийская межвузовскг конференция молодых ученых, С.-Петербург, 13-17 апреля 2009 г.: /СПГ ИТМО: Изд-во СПГУ ИТМО, 2009г. С. 128.

11.Леонова A.B., Чернов H.H. Результаты экспериментальных исследовани прохождения ультразвукового пучка через слоистые биосреды //14-е международная пушинская школа-конференция молодых ученых «Биология наука XXI века». Сб. тезисов. Пущино. 2010. Том 1. С. 83 - 84.

В работах, опубликованных в соавторстве, лично автору принадлежат следующи результаты:

• в работе [1] - анализ существующих излучателей, разработка пьезоэлектрическог излучателя коротких импульсов для ударно-волновых головок литотриптора;

• в работе [3] - модель акустического поля при прохождении мощны ультразвуковых колебаний через слоистую структуру биологических сред;

• в работе [4] - модель слоистой структуры биоткани; расчет коэффициенте прохождения для биотканей;

• в работе [5] - разработка структурной схемы экспериментальной установки для исследования прохождения узкого ультразвукового пучка через слоистую структур биопкани;

• в работе [6] - функциональная схема и алгоритм для повышения эффективности локального воздействия мощного фокусированного ультразвука на биоткани;

• в работе [7] - разработка И изготовление широкополосного пьезоэлектрическог излучателя для ультразвуковой хирургии;

• в работе [8] - постановка задачи моделирования нелинейных эффектов при ударнс волновой литотрипсии;

• в работе [10] - анализ прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани, расчет зависимости координаты точки фокусировки от угл падения;

• в работе [12] - обработка и анализ экспериментальных данных полеченных пр исследований прохождения ультразвукового пучка через слоистые биосреды.

ЛР 02205665 от 23.06.1997 г. Формат 60x84 1/16. Бумага офсетная.

Заказ № ¿ 0$

©

Подписано к печати . 2010 г. Печать офсетная. Усл.п. л. -Тираж 100 экз.

Издательство Технологического института Южного федерального университета в г.

Таганроге

Таганрог, 28, ГСП 17А, Некрасовский, 44 Типография Технологического института Южного федерального университета в г.

Таганроге Таганрог, 28, ГСП 17А, Энгельса, 1

ВВЕДЕНИЕ.

ГЛАВА 1. ОСОБЕННОСТИ ПРИМЕНЕНИЯ ФОКУСИРОВАННОГО УЛЬТРАЗВУКА В НЕИНВАЗИВНОЙ ХИРУРГИИ.

1.1. Взаимодействие фокусированного ультразвука с биотканями.

1.2. Применение высокоинтенсивного фокусированного ультразвука в хирургии.

ГЛАВА 2. ИССЛЕДОВАНИЕ ПРОХОЖДЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОГО ПУЧКА ЧЕРЕЗ СЛОИСТУЮ СТРУКТУРУ БИОТКАНИ.

2.1. Прохождение ультразвукового луча через слой биоткани в рамках лучевой акустики.

2.2. Теоретическая модель распространения акустического поля в слое биоткани.

2.3. Численное моделирование распространения акустического поля в слое биоткани.

ГЛАВА 3. ИССЛЕДОВАНИЕ ИСКАЖЕНИЯ ФОРМЫ ФОКАЛЬНОЙ ОБЛАСТИ ПРИ ПРОХОЖДЕНИИ ФОКУСИРОВАННОГО УЛЬТРАЗВУКОВОГО ПУЧКА ЧЕРЕЗ СЛОИСТУЮ СТРУКТУРУ БИОТКАНИ.

ГЛАВА 4. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ УСТАНОВКА И МЕТОДИКА ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНОГО ИССЛЕДОВАНИЯ ПРОХОЖДЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОГО ПУЧКА ЧЕРЕЗ СЛОИСТУЮ СТРУКТУРУ БИОТКАНИ.

4.1. Задача экспериментального исследования.

4.2 Общие критерии моделирования при акустических измерениях в медицинских целях.

4.3. Экспериментальная установка:.

4.4. Методика и технологическая схема проведения экспериментальных исследований.

4.5. Оценка погрешностей экспериментальных исследований.

ГЛАВА 5. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ ПРОХОЖДЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОГО ПУЧКА ЧЕРЕЗ СЛОИСТУЮ СТРУКТУРУ БИОТКАНИ.

5.1. Исследование влияния слоистой структуры биоткани на точность определения размеров и координат внутритканевых новообразований.

5.2. Исследование изменения размера и формы фокальной области при прохождении ультразвукового пучка через слои биотканей.

5.3.Исследование прохождения ультразвукового пучка через систему вода - биоткань.

5.4. Исследование изменения амплитуды звукового давления при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани.

ГЛАВА 6. АППАРАТНАЯ РЕАЛИЗАЦИЯ ПОВЫШЕНИЯ ТОЧНОСТИ НАВЕДЕНИЯ ЛОКАЛЬНОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ ФОКУСИРОВАННЫМ УЛЬТРАЗВУКОМ НА БИОТКАНИ.

Современная' ультразвуковая техника успешно применяется для. исследования макроструктуры органов и тканей, их визуализации [1-3]. Широкое применение ультразвук нашел в терапии и хирургии, в исследованиях различного рода взаимодействий ультразвукам биотканями [4 - 10]. Дальнейшему развитию таких исследований в значительной мере способствует изучение акустических параметров (скорость распространения звука, коэффициенты поглощения и отражения, акустическое сопротивление, нелинейные параметры)* биологических жидкостей и тканей [1, 3]. Особенности распространения и взаимодействия* ультразвуковых волн в тканях являются важным фактором применения ультразвука в> медицинских целях. Ультразвуковые волны можно ориентировать в определенном направлении, концентрируя их в узкий пучок. Применяя технику фокусирования, удается концентрировать ультразвуковую энергию в локальной области и на любой глубине озвучиваемого объема в направлении >( распространения ультразвуковых волн. Этот метод лег в основу ультразвуковой хирургии [1, 4, 5] и литотрипсии, позволяющих проводить лечение целого ряда болезней: мочекаменная болезнь; болезнь Пейрони; камни желчного пузыря и желчных протоков; камни протока поджелудочной железы; камни слюнных желез; болевого синдрома, связанного с отложением ( солей и воспалением фасций и связок в области стопы и различных суставов; к ложных суставов и длительно срастающихся переломов »трубчатых костей; заболеваний опорно-двигательного аппарата - пяточной шпоре,

I1 ?

I подошвенном бурсите и фасците, ахиллодинии; стиллоидите и эпикондиллите в лучезапястном суставе; «теннисном» локте; плечеI

-лопаточной периартропатии в плечевом суставе:приболевомсиндроме,

I связки надколенника; подвертельном миотендинозе тазобедренного сустава и другие [1-5]. К настоящему времени развиваются разнообразные методы I воздействия высокоинтенсивным фокусированным ультразвуком на доброкачественные опухоли, при лечении доброкачественной гиперплазии простаты, аденомы простаты, рака простаты [11, 12]. Однако, по-прежнему, для успешного и эффективного применения в клинической- практике развиваемых новых методик» требуется исследование процесса распространения, ультразвука в биологической ткани, которое приведет к пониманию физических механизмов ультразвуковых процессов.

Воздействие фокусированным ультразвуком основано на физическом ■ феномене фокусировки проходящих через организм акустических волн. Волны не повреждают ткани тела на пути к области фокусировки, и лишь там оказывают свой эффект - терапевтический или хирургический, в зависимости от мощности, которая подбирается соответственно характеру патологии. Применение аппаратов для воздействия фокусированным ультразвуком требует полного понимания всего спектра его возможного влияния на организм человека, как благоприятно, так и, в особенности, неблагоприятного. В связи с этим исследователями проводится огромная экспериментальная работа с целью получения эмпирических закономерностей процессов взаимодействия высокоинтенсивного ультразвука с биологическими тканями. Ведется поиск характерных особенностей этих процессов с целью выявления условий их проявления и результатов действия [2, 4, 17]. Параллельно ведутся теоретические исследования в направлении описания акустического поля, разработки новых излучающих систем [39 - 43, 47 - 55]. Целью этих исследований является улучшение пространственной локализации действия фокусированного ультразвука и повышение точности предсказания положения* и размера области разрушения биологической ткани. В связи с этим значительный исследовательский интерес вызывает область фокусировки и характеристики фокусного пятна. Форма, геометрические и акустические параметры фокусного пятна играют одну из главных ролей на характер разрушения и, в конечном счете, на результат всей процедуры. Даже малейшие искажения фокального пятна в результате распространения ультразвуковых волн через слоистую структуру биоткани могут привести к непредсказуемости области разрушения биотканей. Поэтому важно исследовать причины возникновения подобного рода искажений, уметь их учитывать при разработке и эксплуатации аппаратов для воздействия фокусированным ультразвуком на биоткань.

Другим, не менее важным, вопросом является проблема наведения зоны высокого давления (фокуса) на планируемую область разрушения [13 -16, 41]. В аппаратах для воздействия высокоинтенсивным ультразвуком наведение зоны-высокого давления на область разрушения осуществляется с помощью -электронно-оптического преобразователя рентгеновского аппарата или с помощью методов УЗИ сканирования: Вследствие безопасности ультразвукового сканирования в настоящее время все чаще отказываются от применения рентгеновского аппарата. Однако, несмотря на широкое развитие техники ультразвукового сканирования, по-прежнему остаются нец решенными вопросы адекватности эхографической картины, реальному } положению объекта исследования. В значительной мере ошибки и трудности V при эхографии в основном обусловлены акустическими эффектами преломления во время прохождения, ультразвуковых волн через ткани организма [2, 6-10]. Исследования таких эффектов, возможность их контроля или исключения, улучшит конечный терапевтический эффект при проведении ультразвуковой хирургии. ] На кафедре электрогидроакустической и медицинской техники

Технологического института Южного федерального университета в течение ряда лет проводятся работы по исследованию прохождения ультразвуковых волн через среды, в частности рассматривались вопросы нелинейного взаимодействия в слоистых и неоднородных средах (Заграй Н.П., 1998 г), вопросы исследования акустических параметрических антенн I с различными плоскопараллельными слоями в зоне нелинейного взаимодействия волн накачки (Голосов С.П1, 2003 г.). Проводились исследования и внедрение гармоник исходных сигналов параметрических антенн при наличии границ и объектов" в области нелинейного взаимодействия (Старченко И.Б., 1996 г.). В этих работах разработан и апробирован аппарат и алгоритмы анализа акустических сигналов в акустике и гидроакустике. В данной диссертационной/ работе предполагается применить методы акустики, с целью повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком на биоткани.

Целью диссертации является развитие физических подходов, позволяющих исследовать процессы прохождения и взаимодействия фокусированного ультразвукового пучка со слоистыми структурами биологических тканей и учет эффектов, возникающих при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани для повышения точности локализации воздействия на биообъекты. В соответствии с поставленной целью были рассмотрены следующие задачи;

1. Теоретическое и экспериментальное исследования влияния, слоистой структуры биоткани на процесс распространения акустических волн.

2. Теоретическое и экспериментальное исследования особенностей формирования фокальной области при- прохождении фокусированного ультразвукового пучка через слоистые структуры биоткани.

3. Разработка методики и алгоритма повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуковым пучком на неоднородности в биотканях.

Научная новизна работы заключается в следующем:

1. Теоретически показаны и экспериментально подтверждены закономерности влияния параметров слоистой структуры биоткани на прохождение ультразвукового луча.

2. Разработана теоретическая модель, описывающая распространение акустического поля в неоднородной биоткани.

3. Теоретически рассчитано и экспериментально подтверждено изменение формы фокальной области и места- ее локализации при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани.

Практическая значимость:

1. Возможность описания распространения акустических полей, создаваемых медицинскими аппаратами для хирургии и ^диагностики, в слоях биотканей.

2. Повышение точности наведения локального воздействия существующих и разрабатываемых аппаратов для литотрипсии и неинвазивной ультразвуковой хирургии за счет учета влияния процессов, возникающих при прохождении ультразвукового пучка через слоистые структуры биоткани.

3. Возможность управления интенсивностью,* формой фокальной'области и местом ее локализации с помощью разработанных методики и алгоритма для блока коррекции аппарата ультразвуковой хирургии, учитывающего смещение траектории ультразвукового луча.

4. Повышение безопасности и эффективности хирургического воздействия фокусированного ультразвука на патологические объекты внутри организма, что будет способствовать распространению методов неинвазивной хирургии.

В работе получены следующие научные результаты, выносимые на защиту:

1. Теоретическая модель распространения акустического поля в слое биоткани с учетом коэффициентов прохождения ультразвука на основе лучевой акустики.

2. Выявленные особенности прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани, связанные со смещением траектории ультразвуковых лучей в зависимости от типа, количества, толщины «слоев > 1 биоткани и угла падения ультразвуковых лучей на слой биоткани:

3. Результаты теоретических и экспериментальных исследований влияния] слоистой структуры биоткани при прохождении через нее фокусированного ультразвукового пучка на формирование фокальной области.

4. Методика и алгоритм повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуковым пучком на биоткани с учетом эффектов, возникающих при его прохождении через слоистую структуру биоткани. и

I СТРУКТУРА И СОДЕРЖАНИЕ ДИССЕРТАЦИОННОЙ РАБОТЫ т I I

Диссертация состоит из введения, шести глав, заключения! и списка

Выводы:

1. Повышение локальности воздействия фокусированным ультразвуком на биоткани возможно при учете в разработке медицинских аппаратов величины и направления смещения траектории распространения ультразвукового пучка, падения интенсивности акустического поля, возникающие при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани.

2. Предложена методика и аппаратная реализация повышения точности наведеня локального воздействия высокоинтенсивным фокусированным ультразвуком на биоткани за счет учета эффектов преломления, возникающих при прохождении ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани.

3. Разработана структурная схема ультразвукового хирургического аппарата и алгоритм работы блока коррекции, позволяющие увеличить точность определения координат неоднородности при проведении процедуры ультразвукового наведения на неоднородности, за счет исключения влияния смещения траектории ультразвукового луча.

4. Определена величина телесного угла антенной решетки (не более 5°), где необходимо размещать группа активных элементов с одинаковой фазой.

5. Разработанные структурная схема ультразвукового хирургического аппарата и алгоритм позволяют проводить коррекцию интенсивности в зоне эффективного ультразвукового воздействия и формы фокальной области.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Теоретически и экспериментально исследовано влияние слоистой структуры биоткани на прохождение через нее фокусированного ультразвукового пучка. Основные результаты работы можно сформулировать следующим образом:

1. При воздействии фокусированным ультразвуком на биообъект существенную роль играют законы распространения ультразвука в биотканях и особенности строения биоструктур: типы, количество, толщина слоев биоткани и угол падения на биоткань.

2. При прохождении ультразвукового луча через слой биоткани происходит падение интенсивности акустического давления в слое биоткани на.7-12% определяемые коэффициентом прохождения ультразвука через биоткани. Разработанная теоретическая модель позволяет описывать распространение акустического поля в биоткани с учетом коэффициентов прохождения.

3. При прохождении ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани происходит смещение его траектории' (1,4 - 7,3 мм). На величину и направление смещения оказывают влияние слои биоткани, их количество, типы, толщина и угол падения ультразвукового луча.

4. При прохождении ультразвукового пучка через слои биотканей из-за смещения траектории ультразвукового луча происходит искажение формы фокальной области за счет асимметричного увеличения длины более чем в 2,6 раза.

5. Результаты экспериментального исследования подтвердили смещение траектории ультразвукового луча при прохождении через слоистую сл:рухту.рубжод:кании^еорехинескийрасле.тискаженияформь1фокальной. области за счет смещения траектории ультразвукового пучка. Проведено экспериментальное исследование изменения амплитуды звукового давления в слое биоткани за счет прохождения ультразвукового луча через слоистую структуру биоткани.

6. Установлено, что для уменьшения искажений фокальной области активные элементы антенной решетки с одинаковой фазой колебаний должны располагаться на поверхности телесного угла величиной не более 5°.

7. Разработаны структурная схема хирургического аппарата и алгоритм блока коррекции, позволяющие проводить регулировку интенсивности в слое биоткани, размеров фокальной области и области его воздействия, что приводит к повышению точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком на биоткани.

1. Эльпинер И. Е. Ультразвук. Физико-химическое и биологическое действие. М., Физматгиз, 1963. С. 420.

2. Ультразвук в медицине. Физические основы применения / Под.ред. К.Хилла, Дж. Бэмбера, Г.тер Хаар. Пер. с англ. под ред. JI.P. Гаврилова, В.А. Хохловой, О.А. Сапожникова. -М.: ФИЗМАТЛИТ, 2008. С. 544

3. В.Б.Акопян, Ю.А.Ершов. Основы взаимодействия ультразвука с биологическими объектами.

4. М.Р. Бэйли, В.А. Хохлова, О.А. Сапожников, С.Г. Каргл, и Л.А. Крам. Физические механизмы воздействия терапевтического ультразвука на биологическую ткань// Акуст.журн. 2003. Т. 49. № 4. С. 437-464.

5. Г.А.Николаев, В.И. Лощилов. Ультразвуковая технология в хирургии. -М.:Медицина, 1980. С. 272.

6. Богер М.М. и Мордвов С.А. Ультразвуковая диагностика в гастроэнтерологии, Новосибирск, 1988.

7. Дворяковский В.И., Чурсин В.И. и Сафронов В.В. Ультразвуковая диагностика в педиатрии. Л., 1987.

8. Демидов В.Н., Зыкин Б.И. Ультразвуковая диагностика в гинекологии, М., 1990.

9. Демидов В.Н., Пытель Ю.А. и Амосов А.В. Ультразвуковая диагностика в уронефрологии, М., 1989.

10. Аляев Ю.Г., Крупинов Г.Е., Григорян В.А., Амосов А.В., Чалый М.Е., Брук Ю.Ф. Высокоинтенсивный фокусированный ультразвук в лечениирака предстательной железы. // Онкоурология. — 2007. — № 2 . — С . 42-51.

11. Эндоскопия, эндохирургия, литотрипсия; Ривкин B.JL, Бронштейн А.С., Луцевич О.Э., Константинова Г.Д., Шилькрот И.Ю. и др.; Медпрактика; 2002 г.; 1000; 124 с.

12. Трапезникова М.Ф., Дутов В.В. Современные аспекты дистанционной литотрипсии // Урология и нефрология. 1999.

13. Дзеранов Н.К., Бешлиев Д. А. Дистанционная ударно-волновая литотрипсия. Терапевтический и травматический эффекты: Тезисы докладов конференции «Современные аспекты мочекаменной болезни». Новосибирск, 1998; 17-19.

14. Фарбирович В.Я. Голенда И.Л., Минин В.В. и др. Повреждающее действие дистанционной ударно-волновой терапии //Урология и нефрология. 2001; 3: 32-34.

15. Гаврилов Л.Р. О физическом механизме разрушения биологических тканей с помощью фокусированного ультразвука// Акуст.ж., 1974, Т. 20, Вып. 1. С. 27-32.

16. Эльпинер И. Е. Биофизика ультразвука. М.: Наука, 1973. С. 433.

17. Соколов С .Я., Современные проблемы применения ультразвука. М.: 1950. УФН40, 3.

18. Coleman A.J., Sunders J.E. A review of the physical properties and biological effects of the high amplitude acoustic fields used in extracorporeal lithotripsy // Ultrasonics. 1993. V. 31. P.75-89. n

19. Delius M. Twenty years of shock wave research at the Institute of surgical Research // Eur. Surg. Res. 2002. V. 34. № 1-2. P.30-36.

20. Moody J.A., Evan A.P., Lingeman J.E. Extracorporeal Shockwave lithotripsy // in Comprehensive Urology, ed. by Weiss R.M., George N.J.R., and O'Reilly P.H., Mosby, New York, 2001. P. 623-636.

21. Sturtevan В. Shock wave physics of lithotripters // in Smith's Texbook of. Endrourology, ed. by Smith A.D., Badlani G.H. and Segura J.W., Quality Medical Publishing, Inc.,St. Louis, MO, Chapter 39. 1996. P. 529-552.

22. Zhu S., Cocks F. H., Preminger G. M., Zhong P. The role of stress waves and cavitation in stone comminution in shock wave lithotripsy // Ultrasound Med. Biol. 2002. V. 28. № 5. P. 661-671.

23. Delius M., Ueberle F., Gambihler S. Destruction of gallstines and model stones by extracorporeal shock wave // Ultrasound Med. Biol. 1994. V. 20. №3. P. 251-258.

24. Maier M., Saisu Т., Beckmann J., Delius M., Grimm F., Huperts V., Milz S. Impaired tensile strength after shock-wave application in an animal model of tendon calcification // Ultrasound Med. Biol. 2001. V. 27. № 5. P. 665-671.

25. Бреховских JI.M. Волны в слоистых средах. М.: 1973. 343 с.

26. Акустика неоднородных сред: в 2 т., Т. 1: Основы теории отражения и распространения звука / JT.M. Бреховских, О.А. Годин. М.: Наука, 2007. С. 443.

27. Лепендин Л.Ф. Акустика. М.: Высшая школа, 1978. 448 с.

28. Методическое пособие по курсу акустика. Лепендин Л.Ф: Таганрог: Изд-во ТРТИ, 1967.- 184с.

29. Gray Н., (1821-1865), Drake R., Vogl W., Mitchell A., Eds. Gray's Anatomy for Students. Churchill Livingstone. 2007. P. 347.

30. Таблицы физических величин. Справочник / Под. ред. акад. И. К. Кикоина. М.: Атомиздат, 1976. С. 1008.

31. Биологический энциклопедический словарь / Гл. ред. М. С. Гиляров; Редкол.: А. А. Бабаев, Г. Г. Винберг, Г. А. Заварзин и др. — 2-е изд., исправл. — М.: Сов. Энциклопедия, 1986.

32. Fry F.J. Intense focused ultrasound: Its production, effects and utilization, in Ultrasound: Its Applications in Medicine and Biology, Part Ii; endited by F.J. Fry. New York: Elsevier. 1978. P. 689 736.

33. НШ C. R., ter Haar G. R.Review article: High intensity focused ultrasound -potential for cancer treatment / Br.J. Radiology. 1995. V. 68. № 816. P. 1296- 1303.

34. Иванов П.В., Ситало Е.И. Ультразвуковые сканеры системы визуализации и позиционирования литотриптера ЛУ 1// Известия ТРТУ №4 (10). Тематический выпуск. Медицинские информационныесистемы. «Материалы научно-технической конференции

35. Медицинские информационные системы МИС-2000». Таганрог:1. ТРТУ, 1998. С. 167 -171.з

36. Рыбяней А.Н., Иванов П.В., Ситало Е.И. Пьезопреобразовательсиловой антенной решетки литотриптера Л У — 1// Известия ТРТУ №410.. Тематический выпуск. Медицинские информационные системы.123

37. Материалы научно-технической конференции < Медицинские информационные системы - МИС-2000». Таганрог: ТРТУ, 1998. С. 172- 173.

38. Государственный реестр медицинских изделий / Под ред. Б.И.Леонова.- М.: ФГУ «ВНИИИМТ», 2005. С. 145.

39. Патент № 2118129 (Российская федерация). Андриянов Ю.В., Андриянова О.Н., Багаудинов К.Г. Многопучковый генератор фокусированных ударно-волновых акустических импульсов, 1998.

40. Патент № 2155543 (Российская федерация). Захаров В. Н. Генератор ударно-волновых импульсов для дробления конкрементов, 2000.

41. Гаврилов Л.Р. Фазированные решетки для ультразвуковой хирургии итерапии. Ежегодник 2002. Акустика неоднородных сред. Сборник трудов семинара научной школы проф. С.А. Рыбака, РАО. С. 48-71.

42. Гаврилов Л.Р., Хэнд Дж. У. Двумерные фазированные ультразвуковые решетки для применения в хирургии: перемещение одиночного фокуса//Акуст.ж., 2000, Т.46, №. 4. С. 456 466.

43. Гаврилов Л.Р., Хэнд Дж. У. Юшина И.Г. Двумерные фазированные решетки для применения в хирургии: сканирование несколькимигфокусами// Акуст.ж., 2000, Т.46, №. 5. С. 632 639.

44. Гаврилов Л.Р. Двумерные фазированные решетки для применения вхирургии: многофокусная генерация и сканирование// Акуст.ж., 2003, Т.49, №. 5, С. 604-612.

45. Гаврилов JI.Р. Создание области воздействия HIFU с необходимыми геометрическими характеристиками с помощью двумерных фазированных решеток// М.: ГЕОС. Сб. тр. РАО, 18 сессия, 2006, Т. 3, С.101 105.

46. Ebbini Е. S., Cain С. A. A spherical-section ultrasound phased array applicator for deep localized hyperthermia // IEEE Trans. Biomed. Eng.1991. V. 38. №7. P. 634-643.

47. Ebbini E. S., Cain C. A. Optimization of the intensity gain of multiple focus phased array heating patterns // Int. J. Hyperthermia. 1991. V. 7. № 6. P. 951 -973.

48. Daum D. R., Hynynen K. Thermal dose optimization via temporal switching in ultrasound surgery // IEEE Trans. Ultras. Ferroelec. Freg. Contr. 1998. V. 45. № 1.P.208 215.

49. Daum D. R., Hynynen К. A 256- element ultrasonic phased array systemTor the treatment of large volumes of deep seated tissue // IEEE Trans. Ultras. Ferroelec. Freg. Contr. 1999. V. 46. № 5.P.1254 1268.

50. Буров B.A., Дмитриев Н.П., Руденко O.B. Нелинейный ультразвук: разрушение микроскопических биокомплексов и нетепловое воздействие на злокачественную опухоль// Биохимия и биофизика, 2002 г., Т. 383 (3). С. 101-104.

51. Андреев В.Г., Вероман В.Ю., Денисов Г.А., и др. Нелинейно-акустические аспекты экстракорпоральной литотрипсии //Акуст.ж.,1992, Т.38, Вып. 4, С. 588 593.

52. Филоненко Е.А., Хохлова В.А., Эффекты акустической нелинейности при терапевтическом воздействии мощного фокусированного ультразвука на биологическую ткань// Акуст. ж., 2001, Т.47, № 4, С. 541 -549.

53. Пономарев А.Е., Хохлова В.А., Аверкью М.А., Крам Л.А.Нелинейные импульсные ультразвуковые пучки для диагностики биологических тканей//М.: ГЕОС. Сборник трудов РАО, 15 сессия, 2004, Т. 3, С.76 -79.

54. Руденко О.В. Нелинейные волны: некоторые биомедицинские приложения // Успехи физических наук, 2007, Т. 177. № 4. С. 374 383.

55. Руденко О.В. Гигантские нелинейности структурно неоднородных сред и основы методов нелинейной акустической диагностики// Успехи физических наук, 2006, Т. 176. № 1. С. 77 - 95.

56. Руденко О.В. Вестн. МГУ. Сер. 3. Физ. Астрон. М.: 1996. Т. 37 (6) С. 18.

57. Malcolm A. L. and G.R. ter Haar. Ablation of tissue volumes using high intensity focused ultrasound // Ultrasound Med. Biology. 1996. V. 22, № 5. P. 659-669.

58. Hill C. R., Rivens I., Vaughan M. G., ter Haar G. R. Lesion development in focused ultrasound surgery: a general mode 1// Ultrasound in Med and Biology. 1994. V. 20. P. 259-269.

59. Floch C. Le, Fink M. Ultrasound mapping of temperature in hyperthermia:the thermal lens effect // IEEE Symp. on Ultrasonic. 1997. V. 2. P. 1301 1304.

60. Duck F. Physical properties of tissues // Academic Press. London. 1990. P.576.

61. Bailey M. R., Couret L. N., Sapozhnikov O. A., Khokhlova V. A., G ter Haar. Use of overpressure to assess the role of babbles in focused ultrasound lesion shape in vitro // Ultrasound in Med and Biology. 2001. V. 27. №5. P. 695-708.

62. Филоненко Е.А. Временная и пространственная оптимизация теплового воздействия мощного фокусированного ультразвука на биологическую ткань: Дис канд. физ-мат. наук / Московский государственный университет им. М. В. Ломоносова. М., 2004.

63. Синило Т.В. Генерация сдвиговых волн и нагревание фантомов биоткани интенсивным фокусированным ультразвуком: Дис канд. физмат. наук / Московский государственный университет им. М. В. Ломоносова. М., 2004.

64. Мятков В.В., Брюховецкий. Клиническое руководство по ультразвуковой диагностике . Т. 1. М.: ВИДАР 1996, С. 281.

65. Клиническая ультразвуковая диагностика/ Под ред. Н.М. Мухарлямова, т. 1,2. М., 1987. С. 403.

66. Ливенсон А.Р. Электромедицинская аппаратура.- 5 изд. пер. и доп. М.: Медицина. 1981. С. 344.

67. Muir T.G., Blue J.E. Acoustic Modulation of Large Amplitude Waves, J. Acoust. Soc. Amer., 1969, 24. P. 234-238.

68. Muir T.G., Adair R.S. Potential Use of Parametric Sonar in Marine Archeology //J. Acoust. Soc. Amer., 1972, 52, p. 122-125.

69. Schmiht B.V. Experimental studi of parametric end-fire array // J. Sound Vib., 1971, 14, p. 7-21.

70. Розенберг Л.Д. Источники мощного ультразвука. М.: Изд-во «Наука», 1967.

71. Бреховских Л.М. Отражение сферических волн от плоской границы раздела двух сред. -ЖТФ, 1948. 18. В.№4. С. 455- 472.

72. Бреховских Л.М. Отражение и преломление сферических волн. УФН, 1949. 38. С.1 -41 .80.1ngard U. On the reflection of a spherical sound wave from an infinite plane //J. Acoust. Soc. Amer., 1951. 23 .P. 329.

73. Купрадзе В.Д., Соболев С.Л. Упруги волны на границах двух сред // Тр. Сейсмол. ин-та АН СССР № ю. М., 1930. С.23.127

74. Петрашень Г. И. Распространение волн в анизотропных упругих средах. Л.: Наука, 1980. С. 280.

75. Weil Н. Ausbreitung electromagnetischer wellen einem leiter // Ann. Phys., 1919, 60. P. 481.

76. Дёбай П. Полярные молекулы: Пер. с нем. М.; Л.: ГНТИ. 1931. С. 183.

77. Соболев С.Л. Волновое уравнение в неоднородной- среде // Тр. Сейсмол. ин-та АН СССР № 6М., 1930. С. 57.

78. Рытов С.М. О переходе от волновой к геометрической оптике // Докл. АН СССР. 1938. т. 18.№ 4/5. С. 263-266.

79. Бабич В.М., Булдырев B.C. Асимптотические методы в задачах дифракции коротких волн. М.: Наука, 1972. С. 456.

80. Мае лов В.П., Федорюк М.В. Квазиклассическое приближение для уравнений квантовой механики. М.: Наука, 1976. С. 296.

81. Федорюк М.В. Асимптотические методы для линейных обыкновенных дифференциальных уравнений. М.: Наука, 1983. С. 352.

82. Кравцов Ю.А., Орлов Ю.И. Геометрическая оптика неоднородных сред. М.: Наука, 1980. С. 304.

83. Kravtsov Yu. A. Geometrical optics in engineering physics. Harrow: Alpha Sei., 2005. P. 355.

84. Курант P., Гильберт Д. Методы математической физики. ГТТИ, 1933.

85. Исакович М.А. Общая акустика, ГРФМЛ, М.: Наука, 1973,-495 с.

86. Берктай Х.О., Мустафа А.Х.А. Прохождение узкого звукового пучка через границу между двумя жидкостями / Акустика дна океана. М.: Мир, 1984. С. 203-226.

87. Разработка пьезоэлектрического генератора ударно-волновых импульсов для комплекса «Литотриптер-Медолит». Отчет о НИР № ГР01200800986. Договор № 13649 от 1.09.2007. Таганрог: Изд-во ТТИ Юфу 2008 г с И5118

88. Абрамов Г.В., Подольский A.A., Махов А.И. Акустические прожекторные системы. Саратов: Изд-во> Саратовского университета, 1972.- 124.

89. Бергман JI. Ультразвук и его применение в науке и технике. ИЛ, М., 1956.

90. Клюкин И.И., Колесников А.Е. Акустические измерения в судостроении.-Л. Судостроение, 1966.-394с.

91. Блинова Л.П., Колесников А.Е., Ланганс Л.Б., Акустические измерения.-М.: Изд-во стандартов, 1971.-269

92. Боббер Р.Д. Гидроакустические измерения. -М.: Мир, 1974.-362с.

93. Зайдель А.Н. Погрешности измерений физических величин. Л.: Наука, 1985.

94. Заграй Н.Г1. Нелинейные взаимодействия в слоистых и неоднородных средах. / Под. ред. акад. АЕН РФ В.И. Тимошенко. Таганрог: Изд-во ТРТУ, 1998. С. 433.

95. Голосов С.П. Исследование акустических параметрических антенн с различными плоскопараллельными слоями в зоне нелинейного взаимодействия волн накачки: Дис. канд. тех. наук / Таганрогский государственный радиотехнический университет. Таганрог, 2003.

96. Леонова A.B. Чернов H.H. Широкополосный пьезоэлектрический излучатель для хирургии // XX сессии РАО: Всероссийская научно-техническая конференция, Москва: Изд-во ГЕОС.-т. 2.- 2008. С.-188.

97. Леонова A.B. Влияние слоистой структуры биоткани на акустическоеполе мощного источника ультразвука// Научно-технический • вестник

98. Санкт- Петербургского государственного университета129информационных технологий, механики и оптики, 2009 № 5 (63) . С. 81-85.

99. Леонова A.B., Вайн В.А. Численное моделирование нелинейных эффектов при ударно-волновой литотрипсии // Неделя науки 2008: Сб.тезисов. Том 2. -Таганрог: Изд-во: ТТИ ЮФУ, 2008. - С. 190-192.

100. О.С. Борисова, В.А. Воронин, H.H. Куценко, A.B. Леонова, И.Б. Старченко, H.H. Чернов. Моделирование нелинейных сред и сигналов в акустике и медицине//Изв. ЮФУ. Технические науки.- Таганрог: Изд-во ТТИ ЮФУ, 2010. №2 (103). С. 14- 20.

101. Леонова A.B., Чернов H.H. Влияние слоистой структуры биоткани на акустическое поле мощного источника ультразвука V ежегодная научная конференция студентов и аспирантов базовых кафедр Южного научного центра РАН: Ростов н/Д: Изд-во ЮНЦРАН, 2009.-161 с.

102. Завкафедрой общей хирургии РостГМУ д.м.н. профессореЛо1.1. Чернов В.Н.

103. Доцент кафедры общей хирургии РостГМУ,-к:м:н—1. Скорляков В.В.1. УТВЕРЖДАЮ

104. ШС'^'^оди i еля по НИД TctfHOnort^i&oro института Южного; ' ' Ч

105. Руководитель НИР, гл.науч. сотр., д-р техн.наук, профессор1. Н.Н.Чернов

106. Отв.исполнитель НИР, ст.науч.сотр., канд.техн.наук, доцент1. А.Н.Куценкоузз1. Акто внедрении результатов кандидатской диссертации

107. Исследование прохождения ультразвукового пучка через слоистую структуру биоткани с целью повышения точности наведения локального воздействия фокусированным ультразвуком»

108. Председатель комиссии, зав.кафедрой ЭГА и МТ,д.т.н., профессор ■кафедры-ЭРА-и-М-Тд.т.н., профессор кафедры ЭГА и МТд.т.н., профессор1. С.П. Тарасов1. И.Б.Старченко1. В.А.Воронин