RU2472545C1 - Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones - Google Patents
Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones Download PDFInfo
- Publication number
- RU2472545C1 RU2472545C1 RU2011131719/14A RU2011131719A RU2472545C1 RU 2472545 C1 RU2472545 C1 RU 2472545C1 RU 2011131719/14 A RU2011131719/14 A RU 2011131719/14A RU 2011131719 A RU2011131719 A RU 2011131719A RU 2472545 C1 RU2472545 C1 RU 2472545C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- tissue
- focus
- ultrasound
- effect
- main focus
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Surgical Instruments (AREA)
- Thermotherapy And Cooling Therapy Devices (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к области медицины и медицинской техники, а именно к области применения ультразвука для локального теплового и механического воздействия на биологические ткани, и предназначено для использования в ультразвуковой хирургии.The invention relates to the field of medicine and medical equipment, in particular to the field of application of ultrasound for local thermal and mechanical effects on biological tissues, and is intended for use in ultrasound surgery.
Мощный фокусированный ультразвук (общепринятое сокращение HIFU - от словосочетания High Intensity Focused Ultrasound) используется в медицине для локального разрушения глубоко расположенных тканей организма, в частности опухолей печени, молочной железы, костей, почек, поджелудочной железы и матки. При облучении тканей, экранированных грудной клеткой, к примеру печени или сердца, возникают проблемы, связанные с фокусировкой ультразвука через кости грудной клетки.Powerful focused ultrasound (the common HIFU acronym for High Intensity Focused Ultrasound) is used in medicine to locally destroy deeply located tissues of the body, in particular tumors of the liver, breast, bones, kidneys, pancreas and uterus. When irradiating tissues shielded by the chest, such as the liver or heart, there are problems associated with focusing ultrasound through the bones of the chest.
Сильное поглощение и отражение ультразвука на ребрах уменьшает интенсивность акустического поля, дошедшего до фокуса, в связи с чем она может оказаться недостаточной для разрушения ткани. Дифракция пучка на периодической структуре ребер приводит к расщеплению исходного фокуса на основной фокус и несколько побочных, что приводит к дополнительному уменьшению интенсивности в основном фокусе, а также к ухудшению локальности воздействия. Перегрев костей и ожоги кожи являются одними из главных побочных эффектов облучения. Вышеуказанные проблемы ограничивают применение метода HIFU в медицинской практике.The strong absorption and reflection of ultrasound on the ribs reduces the intensity of the acoustic field that has reached the focus, and therefore it may be insufficient for tissue destruction. Diffraction of the beam on the periodic structure of the edges leads to a splitting of the initial focus into the main focus and several secondary ones, which leads to an additional decrease in the intensity in the main focus, as well as to a deterioration in the locality of the effect. Overheating of bones and skin burns are one of the main side effects of radiation. The above problems limit the use of the HIFU method in medical practice.
Известны способы неинвазивного разрушения биологических тканей, расположенных за костями грудной клетки, включающие использование фокусированного ультразвука высокой интенсивности и формирование акустического поля, минимизирующего попадание ультразвука на кости. Известен способ, в котором в виртуальной решетке отключаются элементы, для которых векторы, нормальные к поверхности элемента, пересекают ребро [Liu H-Li, Chang Н, Chen W-S, Shih T-C, Hsiao J-K, Lin W-L. Feasibility of transrib focused ultrasound thermal ablation for liver tumors using a spherically curved 2D array: A numerical study. Med Phys 2007; 34(9): 3436-3448].Known methods for non-invasive destruction of biological tissues located behind the bones of the chest, including the use of focused ultrasound of high intensity and the formation of an acoustic field that minimizes the penetration of ultrasound on the bones. There is a method in which elements in a virtual lattice are turned off for which vectors normal to the surface of the element intersect an edge [Liu H-Li, Chang H, Chen W-S, Shih T-C, Hsiao J-K, Lin W-L. Feasibility of transrib focused ultrasound thermal ablation for liver tumors using a spherically curved 2D array: A numerical study. Med Phys 2007; 34 (9): 3436-3448].
Также известен способ обращения времени для импульсных сигналов, позволяющий преодолеть искажения, вносимые расположенными на пути распространения фокусированного ультразвука костями грудной клетки [Aubry J-F, Pernot М, Marquet F, Tanter M, Fink M. Transcostal high-intensity-focused ultrasound: ex vivo adaptive focusing feasibility study. Physics in Medicine and Biology, 2008; 53: 2937-2951].Also known is a time reversal method for pulsed signals that overcomes the distortions introduced by the bones of the chest located on the propagation path of focused ultrasound [Aubry JF, Pernot M, Marquet F, Tanter M, Fink M. Transcostal high-intensity-focused ultrasound: ex vivo adaptive focusing feasibility study. Physics in Medicine and Biology, 2008; 53: 2937-2951].
Известны также способы лучевого и дифракционного описания распространения ультразвука от фокуса к терапевтической решетке через ребра с последующим обращением фазы на элементах решетки и переизлучением гармонического HIFU сигнала, позволяющие уменьшить тепловое воздействие на ребра [Bobkova S., Gavrilov L., Khokhlova V., Shaw A., Hand J. Focusing of high intensity ultrasound through the rib cage using therapeutic random phased array. Ultrasound in Medicine & Biology; 2010, 36(6):888-906].There are also known methods of radiation and diffraction description of the propagation of ultrasound from focus to the therapeutic grating through the ribs, followed by phase reversal on the grating elements and reradiation of the harmonic HIFU signal, which can reduce the thermal effect on the ribs [Bobkova S., Gavrilov L., Khokhlova V., Shaw A ., Hand J. Focusing of high intensity ultrasound through the rib cage using therapeutic random phased array. Ultrasound in Medicine &Biology; 2010, 36 (6): 888-906].
Недостатками этих способов является присутствие эффекта расщепления фокуса после прохождения фокусированного ультразвука через кости грудной клетки. При этом поглощение энергии ультразвукового пучка при прохождении грудной клетки значительно и может приводить к их перегреву. Кроме того, при расщеплении фокуса за счет перераспределения энергии ультразвукового пучка в боковые максимумы происходит дополнительное уменьшение интенсивности в основном фокусе примерно в два раза, что может стать недостаточным для теплового разрушения ткани.The disadvantages of these methods is the presence of the effect of splitting the focus after the passage of focused ultrasound through the bones of the chest. In this case, the absorption of energy of the ultrasonic beam during the passage of the chest is significant and can lead to their overheating. In addition, when the focus is split due to the redistribution of the energy of the ultrasound beam to the lateral maxima, an additional decrease in the intensity in the main focus occurs by about a factor of two, which may become insufficient for thermal destruction of the tissue.
Известны способы использования волн с ударными фронтами, формирующимися в области фокуса за счет эффектов нелинейного распространения ультразвука в ткани, для увеличения эффективности нагревания ткани в десятки раз по сравнению со случаем облучения гармонической волной той же интенсивности [М. Canney, V. Khokhlova, О. Bessonova, М. Bailey, L. Crum. Shock-induced heating and millisecond boiling in gels and tissue due to high intensity focused ultrasound. Ultrasound in Medicine & Biology; 2010, 36(2): 250-267; Yuldashev P.V., Khokhlova V.A. Simulation of three-dimensional nonlinear fields of ultrasound therapeutic arrays. Acoust. Phys.; 2011, 57(3): 334-343]. Результат достигается за счет того, что поглощение энергии ультразвуковой волны на ударных фронтах пропорционально третьей степени амплитуды разрыва, в отличие от квадратичной зависимости давления от амплитуды для гармонической волны.Known methods of using waves with shock fronts that are formed in the focus region due to the effects of nonlinear propagation of ultrasound in the tissue to increase the efficiency of heating the tissue tenfold compared with the case of irradiation with a harmonic wave of the same intensity [M. Canney, V. Khokhlova, O. Bessonova, M. Bailey, L. Crum. Shock-induced heating and millisecond boiling in gels and tissue due to high intensity focused ultrasound. Ultrasound in Medicine &Biology; 2010, 36 (2): 250-267; Yuldashev P.V., Khokhlova V.A. Simulation of three-dimensional nonlinear fields of ultrasound therapeutic arrays. Acoust Phys .; 2011, 57 (3): 334-343]. The result is achieved due to the fact that the absorption of energy of the ultrasonic wave at shock fronts is proportional to the third degree of the amplitude of the gap, in contrast to the quadratic dependence of pressure on the amplitude for a harmonic wave.
Недостатками указанных способов является то, что они направлены только на усиление теплового воздействия в основном фокусе и не решают проблему минимизации воздействия на ребра и воздействия побочных максимумов в области фокуса.The disadvantages of these methods is that they are aimed only at enhancing the thermal effect in the main focus and do not solve the problem of minimizing the impact on the ribs and the effects of side maxima in the focus area.
Известен способ, включающий создание специальных распределений ультразвукового поля на элементах двумерных терапевтических решеток для увеличения интенсивности в фокусе и локальности воздействия после прохождения неоднородностей мягких тканей [Патент США №US005590657A, дата публикации 07.01.1997]. Недостатком данного способа является то, что он не предусматривает воздействия на ткани, расположенные за сильно поглощающими ультразвук костями грудной клетки.A known method, including the creation of special distributions of the ultrasonic field on the elements of two-dimensional therapeutic gratings to increase the intensity in focus and locality of exposure after passing through inhomogeneities of soft tissues [US Patent No. US005590657A, publication date 01/07/1997]. The disadvantage of this method is that it does not provide for exposure to tissues located behind strongly absorbing ultrasound bones of the chest.
Известен также способ, в котором с целью усиления теплового воздействия ультразвука в области фокуса используется специальный агент, который вводится внутривенно до применения HIFU-терапии [Патент РФ №2363494, дата публикации 10.08.2009]. Агентом является биосовместимый раствор, содержащий микропузырьки либо микрочастицы. Присутствие агента приводит к усилению поглощения ультразвука в области воздействия и позволяет уменьшить количество акустической энергии, необходимой для повреждения ткани-мишени в процессе облучения, а также уменьшить воздействие на ребра при облучении печени.There is also known a method in which, in order to enhance the thermal effect of ultrasound in the focus area, a special agent is used, which is administered intravenously before the use of HIFU therapy [RF Patent No. 2363494, publication date 08/10/2009]. The agent is a biocompatible solution containing microbubbles or microparticles. The presence of the agent leads to increased absorption of ultrasound in the affected area and allows you to reduce the amount of acoustic energy required to damage the target tissue during irradiation, as well as to reduce the effect on the ribs during liver irradiation.
Данный способ имеет недостатки, поскольку приводит к увеличению поглощения энергии ультразвука не только в основном, но и в побочных фокусах, поэтому не позволяет минимизировать влияние побочных максимумов интенсивности.This method has disadvantages, since it leads to an increase in the absorption of energy of ultrasound not only mainly but also in secondary foci, therefore, it does not allow minimizing the effect of secondary intensity maxima.
Также известен способ импульсного кавитационного ультразвукового разрушения тканей, включающий использование ультразвуковых волн с ударными фронтами [Патент США № US 20100069797(A1), дата публикации 18.03.2010]. По своей технической сущности это способ неинвазивного механического разрушения биологических тканей, включающий воздействие фокусированным ультразвуком на заданный участок ткани с образованием облака кавитационных пузырьков в фокальной области и визуализацию области воздействия. Облучение производится короткими (несколько микросекунд) импульсами с ударными фронтами; пиковое отрицательное давление, необходимое для создания кавитационного облака, составляет около 20 МПа, коэффициент заполнения импульсов составляет около 1%.Also known is a method of pulsed cavitation ultrasonic destruction of tissues, including the use of ultrasonic waves with shock fronts [US Patent No. US 20100069797 (A1), publication date 03/18/2010]. In its technical essence, this is a method of non-invasive mechanical destruction of biological tissues, including exposure by focused ultrasound to a given area of tissue with the formation of a cloud of cavitation bubbles in the focal region and visualization of the impact area. Irradiation is performed with short (several microseconds) pulses with shock fronts; the peak negative pressure required to create a cavitation cloud is about 20 MPa, and the pulse duty ratio is about 1%.
Способ основан на механическом разрушении ткани и не предусматривает теплового воздействия на ткани, а также не предполагает воздействия на ткани, расположенные за костями грудной клетки. Эффективность воздействия определяется большой величиной пикового отрицательного давления, которое труднодостижимо.The method is based on the mechanical destruction of tissue and does not provide for thermal effects on the tissues, and also does not imply effects on the tissues located behind the bones of the chest. The effectiveness of the impact is determined by the large peak negative pressure, which is difficult to achieve.
Наиболее близким аналогом (прототипом) изобретения является способ воздействия на ткани с использованием ультразвуковой фазированной решетки [Патент США № US 2008200806 (А1), дата публикации 21.08.2008]. По своей технической сути он представляет собой способ неинвазивного разрушения биологических тканей, расположенных за костями грудной клетки, включающий использование фокусированного ультразвука высокой интенсивности, определение координат костей, находящихся на пути ультразвукового пучка, формирование акустического поля, минимизирующего попадание ультразвука на кости, и воздействие фокусированным ультразвуком на заданный участок ткани. Недостатками прототипа являются недостаточная локальность воздействия и наличие в создаваемом ультразвуковом поле побочных максимумов интенсивности, что снижает безопасность и эффективность воздействия.The closest analogue (prototype) of the invention is a method of exposure to tissues using an ultrasonic phased array [US Patent No. US 2008200806 (A1), publication date 08/21/2008]. In its technical essence, it is a method of non-invasive destruction of biological tissues located behind the bones of the chest, including the use of focused ultrasound of high intensity, determining the coordinates of the bones that are in the path of the ultrasound beam, the formation of an acoustic field that minimizes the penetration of ultrasound on the bones, and exposure to focused ultrasound to a given section of fabric. The disadvantages of the prototype are the lack of locality of exposure and the presence in the created ultrasonic field of side intensity maxima, which reduces the safety and effectiveness of the impact.
Техническим результатом настоящего изобретения является повышение локальности воздействия фокусированным ультразвуком, минимизация влияния побочных максимумов интенсивности в создаваемом ультразвуковом поле и дополнительное уменьшение теплового воздействия на ребра и окружающие ткани.The technical result of the present invention is to increase the locality of exposure by focused ultrasound, minimize the effect of side intensity maxima in the created ultrasonic field and further reduce the thermal effect on the ribs and surrounding tissues.
Технический результат достигается за счет того, что в предлагаемом способе воздействие осуществляют фокусированным ультразвуком с интенсивностью в фокусе выше порога нелинейного режима воздействия с образованием в акустической волне ударных фронтов и создают локальное разрушение только в месте нахождения основного фокуса. Нелинейный режим воздействия с образованием ударных фронтов реализуется при воздействии на ткани с частотой 0.8-2 МГц при пиковом положительном давлении ультразвука в фокусе 30-80 МПа и длительности одиночного импульсного воздействия Т в пределах 2 - 100 мс.The technical result is achieved due to the fact that in the proposed method, the effect is carried out by focused ultrasound with an intensity in focus above the threshold of the nonlinear exposure mode with the formation of shock fronts in the acoustic wave and create local destruction only at the location of the main focus. A nonlinear exposure regime with the formation of shock fronts is realized upon exposure to tissues with a frequency of 0.8–2 MHz at a peak positive ultrasound pressure at a focus of 30–80 MPa and a duration of a single pulsed exposure T within 2–100 ms.
При этом воздействие может осуществляться с визуализацией очага воздействия путем увеличения длительности импульсов до тех пор, пока в области фокуса не возникнет кипение, которое может быть зарегистрировано визуализатором.In this case, exposure can be carried out with visualization of the focus of exposure by increasing the duration of the pulses until boiling occurs in the focus area, which can be detected by the visualizer.
Кроме того, воздействие может осуществляться с помощью повторяющихся импульсов, длительность Т каждого из которых и частота повторения импульсов 1/Тповт недостаточны для возникновения кипения в основном фокусе. При этом излученная энергия импульса совпадает либо меньше энергии, излученной в непрерывном режиме за время одного периода Тповт при более низкой, к примеру в 10-20 раз, пиковой интенсивности на излучателе, т.е. в линейном режиме облучения.In addition, the effect can be carried out using repetitive pulses, the duration T of each of which and the pulse repetition rate of 1 / T rep are insufficient for boiling in the main focus. In this case, the radiated energy of the pulse coincides with either less than the energy radiated continuously during one period of T rep at a lower, for example, 10-20 times, peak intensity at the emitter, i.e. in linear irradiation mode.
Воздействие также может осуществляться в режиме повторяющихся импульсов, с длительностью Т каждого из которых и/или частотой повторения импульсов 1/Тповт, при которых в основном фокусе возникает кипение. При этом средняя по времени интенсивность в импульсном режиме совпадает либо меньше интенсивности, излученной в непрерывном режиме при более низкой, к примеру в 10-20 раз, пиковой интенсивности на излучателе, т.е. в линейном режиме облучения. Возможность уменьшения средней по времени интенсивности при импульсно-периодическом высокоамплитудном воздействии с образованием ударных фронтов в фокусе по сравнению с облучением низкоамплитудной гармонической волной достигается за счет более эффективного поглощения ультразвука на ударных фронтах. Кроме того, взаимодействие ультразвука с пузырьками пара, образующимися при воздействии импульсов с ударными фронтами, приводит к увеличению размеров теплового разрушения в области основного фокуса, а также к дополнительному механическому разрушению ткани.The impact can also be carried out in the mode of repetitive pulses, with a duration T of each of which and / or a pulse repetition rate of 1 / T rep , at which boiling occurs in the main focus. In this case, the time-average intensity in the pulsed mode coincides or is less than the intensity emitted in the continuous mode at a lower, for example, 10-20 times, peak intensity at the emitter, i.e. in linear irradiation mode. The possibility of decreasing the time-average intensity during a pulse-periodic high-amplitude action with the formation of shock fronts in focus compared to irradiation with a low-amplitude harmonic wave is achieved due to more efficient absorption of ultrasound at the shock fronts. In addition, the interaction of ultrasound with vapor bubbles formed upon the action of pulses with shock fronts leads to an increase in the size of thermal destruction in the region of the main focus, as well as to additional mechanical destruction of the tissue.
Воздействие может осуществляться как при достижении кипения, так и без, при сканировании фокуса по заданной траектории дискретным либо непрерывным образом, в импульсном или непрерывном режиме облучения, при выборе скорости сканирования в диапазоне 2-8 мм/с, для достижения разрушения ткани вдоль траектории сканирования.The impact can be carried out both when boiling is achieved, and without, when scanning focus along a given path in a discrete or continuous manner, in a pulsed or continuous mode of irradiation, when choosing a scanning speed in the range of 2-8 mm / s, to achieve tissue destruction along the scanning path .
Таким образом, изобретение позволяет повысить локальность воздействия фокусированным ультразвуком, минимизировать влияние побочных максимумов интенсивности в создаваемом ультразвуковом поле и дополнительно уменьшить тепловое воздействия на ребра и окружающие ткани.Thus, the invention allows to increase the locality of exposure by focused ultrasound, minimize the influence of side intensity maxima in the created ultrasonic field and further reduce the thermal effect on the ribs and surrounding tissues.
Предлагаемый способ поясняется рисунками.The proposed method is illustrated by drawings.
Фиг.1. Схема фокусировки ультразвукового пучка с помощью фазированной антенной решетки через ребра в слой ткани. 1 - решетка, 2 - ребра, 3 - слой ткани.Figure 1. The focusing scheme of the ultrasonic beam using a phased antenna array through the ribs in the tissue layer. 1 - lattice, 2 - ribs, 3 - fabric layer.
Фиг.2. Профили волны в ткани, рассчитанные в основном фокусе (а) и побочных (б) фокусах при различных уровнях интенсивности излучателя: I0=2.5 Вт/см2 (1), 20 Вт/см2 (2), 40 Вт/см2 (3). Профиль (1') получен без учета нелинейных эффектов и соответствует линейной фокусировке при начальной интенсивности I0=2.5 Вт/см2.Figure 2. The wave profiles in the tissue, calculated in the main focus (a) and secondary (b) foci at different levels of emitter intensity: I 0 = 2.5 W / cm 2 (1), 20 W / cm 2 (2), 40 W / cm 2 (3). Profile (1 ') was obtained without taking into account nonlinear effects and corresponds to linear focusing at the initial intensity I 0 = 2.5 W / cm 2 .
Фиг.3. Распределения мощности тепловых источников вдоль оси z излучателя (а) и в фокальной плоскости (б) вдоль оси y (х=0) при различных уровнях интенсивности на излучателе: I0=2.5 Вт/см2 (1), 20 Вт/см2 (2), 30 Вт/см2 (3), 40 Вт/см2 (4). Кривые нормированы на максимальные величины мощности тепловых источников, рассчитанные при заданых интенсивностях без учета нелинейных эффектов. Кривая 1' соответствует линейной фокусировке при начальной интенсивности I0=2.5 Вт/см2.Figure 3. The power distribution of heat sources along the z axis of the emitter (a) and in the focal plane (b) along the y axis (x = 0) at various intensities on the emitter: I 0 = 2.5 W / cm 2 (1), 20 W / cm 2 (2), 30 W / cm 2 (3), 40 W / cm 2 (4). The curves are normalized to the maximum values of the power of heat sources calculated at given intensities without taking into account nonlinear effects. Curve 1 'corresponds to linear focusing at the initial intensity I 0 = 2.5 W / cm 2 .
Фиг.4. Двумерные распределения мощности тепловых источников Q/Qmax, нормированной на максимальное значение в соответствующем распределении (верхний ряд), температуры Т°С (средний ряд) и контуры разрушения ткани (нижний ряд) в плоскости оси излучателя в момент достижения 100°С в центре основного фокуса при непрерывном режиме облучения и различных уровнях интенсивности на излучателе: I0=2.5 Вт/см2 (1), 5 Вт/см2 (2), 20 Вт/см2 (3), 30 Вт/см2 (4), 40 Вт/см2 (5).Figure 4. Two-dimensional power distribution of heat sources Q / Q max , normalized to the maximum value in the corresponding distribution (upper row), temperature T ° C (middle row) and tissue destruction contours (lower row) in the plane of the axis of the emitter at the moment of reaching 100 ° C in the center main focus during continuous irradiation and various intensity levels on the emitter: I 0 = 2.5 W / cm 2 (1), 5 W / cm 2 (2), 20 W / cm 2 (3), 30 W / cm 2 (4 ), 40 W / cm 2 (5).
Фиг.5. Зависимость температуры от времени в основном (а) и боковых (б) фокусах при одинаковой средней по времени интенсивности излучателя, но различной пиковой интенсивности в непрерывном режиме при I0=2.5 Вт/см2 (1) и в импульсно-периодических режимах при I0=10 Вт/см2 (2), 20 Вт/см2 (3), 30 Вт/см2 (4), 40 Вт/см2 (5). Кривые 1-5 получены при моделировании с учетом нелинейных эффектов, кривая 1' получена без учета нелинейных эффектов и соответствует непрерывному режиму при интенсивности I0=2.5 Вт/см2.Figure 5. The dependence of temperature on time in the main (a) and lateral (b) foci for the same average time intensity of the emitter, but different peak intensities in the continuous mode at I 0 = 2.5 W / cm 2 (1) and in pulse-periodic modes at I 0 = 10 W / cm 2 (2), 20 W / cm 2 (3), 30 W / cm 2 (4), 40 W / cm 2 (5). Curves 1-5 were obtained during modeling taking into account nonlinear effects, curve 1 'was obtained without taking into account nonlinear effects and corresponds to the continuous mode at an intensity of I 0 = 2.5 W / cm 2 .
Результаты численного моделирования показывают, что для фокусированного ультразвука, например, с частотой 1 МГц, при образовании в фокусе ударных фронтов с амплитудой скачка давления на фронте, например, 30-80 МПа, мощность тепловыделения в ткани возрастает, соответственно, в 10-60 раз по сравнению со случаем облучения гармонической волной той же частоты и начальной интенсивности. Нелинейные эффекты являются амплитудно-зависимыми, поэтому проявляются сильнее в основном фокусе, по сравнению с боковыми, где амплитуда меньше. Это позволяет выбрать режимы облучения, когда ударный фронт образуется в основном фокусе, но не образуется в боковых фокусах. Такие режимы позволяют, соответственно, в 10-30 раз понизить относительный уровень тепловыделения в боковых фокусах, а также уменьшить полную энергию облучения для достижения теплового разрушения в основном фокусе. Частота облучения в диапазоне 0.8-2 МГц выбирается из условия достижения максимума поглощения энергии ультразвука в ткани на глубине области воздействия. Изобретение реализуется, например, следующим образом.The results of numerical simulations show that for focused ultrasound, for example, with a frequency of 1 MHz, when shock fronts are formed in the focus with the amplitude of the pressure jump at the front, for example, 30-80 MPa, the heat release power in tissue increases, respectively, by 10-60 times compared with the case of irradiation with a harmonic wave of the same frequency and initial intensity. Nonlinear effects are amplitude-dependent; therefore, they are more pronounced in the main focus, compared with the side ones, where the amplitude is smaller. This allows one to choose the irradiation regimes when the shock front is formed in the main focus, but is not formed in the lateral foci. Such modes allow, respectively, a 10–30-fold decrease in the relative heat release level in the lateral foci, as well as a decrease in the total radiation energy to achieve thermal destruction in the main focus. The irradiation frequency in the range of 0.8–2 MHz is selected from the condition that the maximum absorption of ultrasound energy in tissue is reached at a depth of the exposure area. The invention is implemented, for example, as follows.
Пример 1. Облучение ткани проводится одиночными импульсами до достижения температуры 100°С в основном фокусе при увеличивающейся интенсивности на излучателе. Результаты численного моделирования облучения ткани фокусированным ультразвуком, например, с частотой 1 МГц через ребра показывают, что при увеличении интенсивности на излучателе, например, в 16 раз (с 2.5 Вт/см2 до 40 Вт/см2) в фокусе происходит образование ударных фронтов. При этом время, за которое ткань нагревается в фокусе до температуры 100°С, уменьшается в более чем 7500 раз (с 19 с до 0.0025 с). В режиме с разрывами тепловое разрушение ткани имеет малый размер и локализовано только в области основного фокуса, тогда как в низкоамплитудном режиме тепловые разрушения происходят и в боковых фокусах и имеют больший размер.Example 1. Irradiation of tissue is carried out by single pulses until a temperature of 100 ° C is reached in the main focus with increasing intensity at the emitter. The results of numerical simulation of tissue irradiation with focused ultrasound, for example, with a frequency of 1 MHz through the ribs, show that when the intensity at the emitter increases, for example, by 16 times (from 2.5 W / cm 2 to 40 W / cm 2 ), shock fronts form in the focus . At the same time, during which the tissue is heated in focus to a temperature of 100 ° C, decreases by more than 7500 times (from 19 s to 0.0025 s). In the discontinuous mode, the thermal destruction of the tissue is small and localized only in the region of the main focus, while in the low-amplitude mode, thermal destruction occurs in the lateral foci and is larger.
Геометрия моделирования показана на фиг.1. Облучение происходит в воде с использованием фазированной антенной решетки, состоящей из 254 элементов в виде дисков диаметром 7 мм, расположенных в квазислучайном порядке на сферической поверхности с диаметром 170 мм и фокальным расстоянием 130 мм. Ось z направлена вдоль оси акустического пучка. Акустическое поле после прохождения ребер фокусируется в слой ткани толщиной 2 см.The geometry of the simulation is shown in figure 1. Irradiation occurs in water using a phased antenna array consisting of 254 elements in the form of disks with a diameter of 7 mm, located in a quasi-random order on a spherical surface with a diameter of 170 mm and a focal distance of 130 mm. The z axis is directed along the axis of the acoustic beam. After passing the ribs, the acoustic field is focused into a layer of
Расчет акустического поля в воде и ткани проводится на основе уравнения Вестервельта:The calculation of the acoustic field in water and tissue is based on the Westervelt equation:
Здесь (акустическое давление, Lt - оператор, описывающий поглощение ультразвука в ткани, t - время, Δρ=∂2р/∂z2+∂2р/∂y2+∂2р/∂х2; ρ0 и с0 - плотность и скорость звука в среде, αw - коэффициент поглощения в воде, ε - коэффициент нелинейности в воде или в ткани. Конкретные значения параметров равны: ρ0=1000 кг·м-3, с0=1500 м·с-1, в воде ε=3.5, в ткани ε=4.7, коэффициент поглощения в воде αw=4.33·10-6 м2/с. Коэффициент поглощения в ткани линейно зависит от частоты и составляет α=0.42 дБ·см-1на частоте f=1 МГц. Расчеты проводятся с учетом присутствия ребер. Считается, что полоски, имитирующие ребра, полностью поглощают ультразвук.Here (acoustic pressure, L t is the operator describing the absorption of ultrasound in the tissue, t is time, Δρ = ∂ 2 p / ∂z 2 + ∂ 2 p / ∂y 2 + ∂ 2 p / ∂x 2 ; ρ 0 and s 0 is the density and speed of sound in the medium, α w is the absorption coefficient in water, ε is the nonlinearity coefficient in water or in tissue. The specific values of the parameters are: ρ 0 = 1000 kg · m -3 , s 0 = 1500 m · s - 1 , in water ε = 3.5, in tissue ε = 4.7, the absorption coefficient in water α w = 4.33 · 10 -6 m 2 / s. The absorption coefficient in the tissue linearly depends on the frequency and is α = 0.42 dB · cm -1 per frequency f = 1 MHz. Calculations are made taking into account the presence of ribs. I, that strips imitating ribs completely absorb ultrasound.
Выбор частоты облучения определяется исходя из максимума поглощения энергии ультразвукового пучка W при фокусировке на глубину l в ткани: dW/dz=2α(f)·W·ехр(- 2α(f)l). С учетом линейной зависимости поглощения в ткани от частоты получаем f=1/2lα. При глубинах фокусировки 5-12 см, f=2-0.9 МГц. В качестве примера рассматривается f=1 МГц.The choice of the irradiation frequency is determined based on the maximum energy absorption of the ultrasonic beam W when focusing to a depth l in the tissue: dW / dz = 2α (f) · W · exp (- 2α (f) l). Taking into account the linear dependence of absorption in tissue on frequency, we obtain f = 1 / 2lα. With a focusing depth of 5-12 cm, f = 2-0.9 MHz. We consider f = 1 MHz as an example.
Распределение интенсивности в фокальной области рассчитывается в приближении квазиплоской волны:The intensity distribution in the focal region is calculated in the approximation of a quasi-plane wave:
где |рn| - амплитуда n-й гармоники акустического давления. Начальная интенсивность на элементах решетки задается равной I0=2.5, 10, 20, 30 и 40 Вт/см2. Часть элементов решетки, находящаяся в геометрической тени ребер, отключается.where | p n | - the amplitude of the nth harmonic of acoustic pressure. The initial intensity on the lattice elements is set equal to I 0 = 2.5, 10, 20, 30 and 40 W / cm 2 . Some lattice elements located in the geometric shadow of the ribs are turned off.
Пространственное распределение мощности тепловых источников Q рассчитывается по результатам акустической модели:The spatial distribution of the power of heat sources Q is calculated according to the results of the acoustic model:
Моделирование эволюции распределения температуры в ткани проводится при помощи уравнения теплопроводности, которое решается численно методом конечных разностей:Modeling the evolution of the temperature distribution in the tissue is carried out using the heat equation, which is solved numerically by the finite difference method:
Здесь T°С - это разность текущей и начальной температуры как функция координат и времени. Начальная температура Т0=35°С, теплоемкость при постоянном объеме cv=3.06·106 Дж·м-3 С-1 и коэффициент температуропроводности χ=1.93·10-7 м2с-1. На основе данных об эволюции температуры в каждой точке пространства, в соответствии с нижеприведенной формулой, рассчитывается тепловая доза t56,0:Here T ° С is the difference between the current and initial temperature as a function of coordinates and time. The initial temperature T 0 = 35 ° C, the heat capacity at a constant volume c v = 3.06 · 10 6 J · m -3 C -1 and the thermal diffusivity χ = 1.93 · 10 -7 m 2 s -1 . Based on the data on the evolution of temperature at each point in space, in accordance with the formula below, the thermal dose t 56.0 is calculated:
Здесь R0 - 0.5, t56.0 - временной эквивалент тепловой дозы, выражаемый в секундах. Превышение тепловой дозой порогового значения t56.0≥1 с означает разрушение ткани.Here R 0 - 0.5, t 56.0 is the time equivalent of the heat dose, expressed in seconds. Exceeding a thermal dose of a threshold value of t 56.0 ≥1 s means tissue destruction.
При облучении гармоническими волнами в отсутствие нелинейных эффектов мощность тепловых источников в фокусе пропорциональна квадрату амплитуды давления основной частоты и равна:When irradiated with harmonic waves in the absence of nonlinear effects, the power of the heat sources in focus is proportional to the square of the pressure amplitude of the fundamental frequency and is equal to:
При формировании ударных фронтов в фокусе, поглощение пропорционально кубу скачка давления на фронте, существенно превышает поглощение на основной частоте волны и не зависит от коэффициента поглощения в ткани:When shock fronts are formed in focus, the absorption is proportional to the cube of the pressure jump at the front, significantly exceeds the absorption at the fundamental frequency of the wave and does not depend on the absorption coefficient in the tissue:
На фиг.2 представлены безразмерные профили волны в основном фокусе и в боковых фокусах при увеличивающихся значениях интенсивности на излучателе I0: 2.5 Вт·см-2 (1), 20 Вт·см-2 (2) и 40 Вт·см-2 (3). Профиль 1 соответствует линейной фокусировке волны. При I0=2.5 Вт·см-2 нелинейные эффекты практически незаметны и профиль волны в фокусе близок к гармоническому, сильные нелинейные эффекты в основном максимуме начинают проявляться с I0=20 Вт/см2, при интенсивности I0=40 Вт/см2 в фокусе формируется ударный фронт. При этом профиль волны в боковом фокусе практически не искажается и остается близким к гармоническому.Figure 2 shows the dimensionless wave profiles in the main focus and in the lateral foci with increasing intensity values on the emitter I 0 : 2.5 W cm -2 (1), 20 W cm -2 (2) and 40 W cm -2 (3).
Используя формулу для поглощения на ударном фронте, можно получить оценку для увеличения эффективности тепловыделения в ткани и времени увеличения температуры до 100°С в режиме воздействия в режиме разрывных волн по сравнению с воздействием гармонической волной при той же интенсивности на элементах решетки. Так, при начальной интенсивности I0=40 Вт/см2, что соответствует начальному давлению ρ0=1.1 МПа, амплитуда ударного фронта в фокусе составляет 82 МПа, мощность тепловыделения за счет поглощения на фронте равна Qshock=85 кВт·см-3, что в 60 раз выше, чем мощность тепловыделения Qlin=1.4 кВт·см-3 при линейной фокусировке волны с той же начальной интенсивностью. Оценка времени увеличения температуры ткани в фокусе до 100°С в режиме воздействия в режиме разрывных волн составляет всего 2.7 мс.Using the formula for absorption on the shock front, one can obtain an estimate for increasing the efficiency of heat release in the tissue and the time of increasing the temperature to 100 ° C in the mode of action in the mode of shock waves compared with the action of a harmonic wave at the same intensity on the elements of the lattice. So, at the initial intensity I 0 = 40 W / cm 2 , which corresponds to the initial pressure ρ 0 = 1.1 MPa, the amplitude of the shock front at the focus is 82 MPa, the heat generation due to absorption at the front is Q shock = 85 kW cm -3 that is 60 times higher than the heat release power Q lin = 1.4 kW · cm -3 with linear focusing of the wave with the same initial intensity. The time estimate for increasing the temperature of the tissue in focus to 100 ° C in the mode of exposure in the mode of blast waves is only 2.7 ms.
На фиг.3 показаны распределения мощности тепловых источников вдоль оси пучка z (а) и в фокальной плоскости (б) вдоль оси у(x=0) при различных уровнях интенсивности на излучателе: I0=2.5 Вт/см2 (1), 20 Вт/см2 (2), 30 Вт/см2 (3), 40 Вт/см2 (4). Кривые нормированы на максимум тепловыделения при соответствующей интенсивности, рассчитанной без учета нелинейных эффектов. Кривая 1′ соответствует линейной фокусировке при начальной интенсивности I0=2.5 Вт/см2. Видно, что при образовании разрыва в фокусе (I0=30 и 40 Вт/см2) эффективность тепловыделения по сравнению с линейным случаем поглощения гармонической волны резко возрастает, в 66 раз при I0=40 Вт/см2, а боковые максимумы практически незаметны.Figure 3 shows the power distribution of heat sources along the beam axis z (a) and in the focal plane (b) along the y axis (x = 0) at various levels of intensity on the emitter: I 0 = 2.5 W / cm 2 (1), 20 W / cm 2 (2), 30 W / cm 2 (3), 40 W / cm 2 (4). The curves are normalized to the maximum heat release at the corresponding intensity, calculated without taking into account nonlinear effects.
Двумерные распределения мощности тепловых источников в плоскости оси пучка (верхний ряд), а также температуры (средний ряд) и области тепловых разрушений ткани (нижний ряд) в момент достижения 100°С в основном фокусе показаны на фиг.4. Как видно, при увеличении начальной интенсивности размеры области основного фокуса и относительный уровень и размер боковых максимумов распределений уменьшаются. При интенсивности I0≥30 Вт·см-2, когда в фокусе образуются ударные фронты, область воздействия становится весьма локализованной, а боковые максимумы пропадают, поскольку их уровень становится пренебрежимо малым по сравнению с основным максимумом.Two-dimensional distribution of the power of heat sources in the plane of the beam axis (upper row), as well as temperature (middle row) and the region of thermal destruction of tissue (lower row) at the time of reaching 100 ° C in the main focus are shown in Fig.4. As can be seen, with an increase in the initial intensity, the sizes of the main focus area and the relative level and size of the lateral distribution maxima decrease. At an intensity of I 0 ≥30 W cm – 2 , when shock fronts are formed in the focus, the impact region becomes very localized, and the side maxima disappear, since their level becomes negligible compared to the main maximum.
Температура 100°С в основном фокусе достигается за t=19 секунд при начальной интенсивности 2.5 Вт/см2, за 0.2 с при I0=20 Вт/см2, и за 0.0025 с при I0=40 Вт/см2. Увеличение начальной интенсивности излучателя в 16 раз приводит к уменьшению времени нагрева в основном фокусе до 100°С в более чем 8000 раз. Расщепление фокуса наблюдается при I0≤20 Вт·см-2. Для низких интенсивностей и продолжительного нагрева (I0=2.5 Вт·см-2, t=19 с) три максимума сливаются в одну большую область (фиг.4а). Для высоких интенсивностей (I0=20, 30, 40 Вт·см-2) область разрушения существенно локализуется, при этом температура в боковых фокусах недостаточна для наступления теплового некроза (фиг.4 в-д).The temperature of 100 ° C in the main focus is reached in t = 19 seconds at an initial intensity of 2.5 W / cm 2 , in 0.2 s at I 0 = 20 W / cm 2 , and in 0.0025 s at I 0 = 40 W / cm 2 . A 16-fold increase in the initial intensity of the emitter leads to a decrease in the heating time in the main focus to 100 ° C by more than 8000 times. The splitting of the focus is observed at I 0 ≤20 W · cm -2 . For low intensities and continuous heating (I 0 = 2.5 W cm – 2 , t = 19 s), three maxima merge into one large region (Fig. 4a). For high intensities (I 0 = 20, 30, 40 W · cm -2 ), the fracture region is significantly localized, while the temperature in the lateral foci is insufficient for the onset of thermal necrosis (Fig. 4 c-d).
Таким образом, облучение одиночным высокоамплитудным импульсом позволяет достичь температур кипения за миллисекунды только в основном фокусе, создать локальное разрушение малых размеров и визуализировать область облучения по рассеянию на пузырьках кипения.Thus, irradiation with a single high-amplitude pulse makes it possible to reach boiling points in milliseconds only in the main focus, to create local destruction of small sizes and to visualize the irradiation region by scattering from boiling bubbles.
Пример 2. Облучение ткани аналогично примеру 1, за исключением того, что воздействие на ткани осуществляют повторяющимися импульсами, с различной пиковой интенсивностью в импульсе, длительностью каждого из импульсов, недостаточной для возникновения кипения в основном фокусе и скважностью в диапазоне 0.05-1, такой, что полная излученная ультразвуковая энергия за период повторения импульса при высокоамплитудном (нелинейном) воздействии одинакова или меньше, чем при непрерывном низкоамплитудном (линейном) воздействии.Example 2. Irradiation of tissue is analogous to example 1, except that the impact on the tissue is carried out by repeating pulses, with different peak intensities in the pulse, the duration of each of the pulses is insufficient for boiling in the main focus and the duty cycle in the range 0.05-1, such that the total emitted ultrasonic energy during the pulse repetition period with a high-amplitude (nonlinear) exposure is the same or less than with a continuous low-amplitude (linear) exposure.
При таком облучении тепловые процессы, рассчитываемые в уравнении теплопроводности, не включают кипение, а мощность тепловыделения при поглощении импульса можно усреднить внутри периода повторения импульса. При отсутствии нелинейных эффектов и одинаковой средней по времени интенсивности облучения внутри периода повторения рост температуры будет одинаковым при изменении пиковой интенсивности в импульсе. При проявлении нелинейных эффектов и образовании ударных фронтов происходит усиление поглощения и более быстрый рост температуры.Under such irradiation, the thermal processes calculated in the heat equation do not include boiling, and the heat release power during pulse absorption can be averaged within the pulse repetition period. In the absence of nonlinear effects and the same time-average radiation intensity within the repetition period, the temperature increase will be the same when the peak intensity in the pulse changes. With the manifestation of nonlinear effects and the formation of shock fronts, absorption increases and the temperature rises more rapidly.
Рост температуры в основном фокусе и в одном из боковых фокусов при импульсно-периодическом облучении и различных значениях интенсивности I0 в импульсе показан на фиг.5. При увеличении интенсивности в импульсе скважность импульсов изменяется таким образом, чтобы полное время облучения и полная излученная мощность были одинаковы для всех случаев. Полная излученная энергия за период повторения импульса соответствует энергии непрерывного облучения с начальной интенсивностью I0=2.5 Вт·см-2. Скважность при интенсивности 20 Вт·см-2 составляет 0.125, а при 40 Вт·см-2 - 0.0625. При интенсивности I0=30 и 40 Вт·см-2, когда в основном фокусе образуется ударный фронт (фиг.2), скорость роста температуры в главном максимуме значительно увеличивается. В побочном максимуме изменения скорости роста температуры незначительны.The temperature increase in the main focus and in one of the lateral foci during periodic repetitive irradiation and various values of intensity I 0 in a pulse is shown in FIG. 5. With increasing intensity in the pulse, the duty cycle of the pulses changes so that the total irradiation time and the total radiated power are the same for all cases. The total radiated energy during the pulse repetition period corresponds to the energy of continuous irradiation with an initial intensity of I 0 = 2.5 W cm -2 . Density at an intensity of 20 W cm -2 is 0.125, and at 40 W cm -2 it is 0.0625. At an intensity of I 0 = 30 and 40 W cm -2 , when a shock front forms in the main focus (Fig. 2), the rate of temperature increase at the main maximum increases significantly. At a side maximum, changes in the rate of temperature increase are insignificant.
Указанный способ использования импульсно-периодического воздействия с большими интенсивностями в импульсе и присутствием ударных фронтов в фокусе позволяет получать тепловые разрушения в области основного фокуса за меньшее время по сравнению с непрерывным облучением меньшей интенсивности и той же излученной энергией за период повторения импульсов. Поскольку облучение происходит за меньшее время, полная поглощенная энергия в боковых фокусах и на ребрах уменьшается.The indicated method of using pulse-periodic exposure with high intensities in the pulse and the presence of shock fronts in focus allows one to obtain thermal damage in the main focus region in less time compared to continuous irradiation of lower intensity and the same radiated energy during the pulse repetition period. Since irradiation occurs in less time, the total absorbed energy in the lateral foci and on the edges decreases.
Аналогично можно уменьшить тепловое воздействие на ребра и в боковых фокусах по сравнению с непрерывным низкоамплитудным воздействием, выбирая большую скважность следования высокоамплитудных импульсов, чтобы тепловой некроз наступал в основном фокусе за то же время, что и при непрерывном низкоамплитудном воздействии. При этом время воздействия остается таким же, но средняя по времени интенсивность в боковых фокусах и на ребрах уменьшается.Similarly, it is possible to reduce the thermal effect on the ribs and in the lateral foci as compared to the continuous low-amplitude effect, choosing a high duty cycle of the high-amplitude pulses, so that thermal necrosis occurs in the main focus in the same time as with a continuous low-amplitude effect. In this case, the exposure time remains the same, but the average time intensity in the lateral foci and on the edges decreases.
Пример 3. Облучение ткани аналогично примеру 2, за исключением того, что длительность каждого из импульсов при облучении с высокой пиковой интенсивностью на элементах решетки, к примеру 30 и 40 Вт/см2, и образовании ударных фронтов в фокусе (фиг.2), выбирается достаточной для возникновения кипения в основном фокусе, но недостаточной для достижения теплового некроза в боковых максимумах. При возникновении кипения в основном фокусе тепловое и механическое воздействие ультразвука на ткань усиливается за счет отражения ультразвука от пузырьков пара. При этом воздействие в боковых фокусах и на ребра не изменяется.Example 3. Irradiation of tissue is similar to example 2, except that the duration of each of the pulses when irradiated with high peak intensity on the elements of the lattice, for example 30 and 40 W / cm 2 and the formation of shock fronts in focus (figure 2), is selected sufficient for boiling in the main focus, but insufficient to achieve thermal necrosis at lateral maxima. When boiling occurs in the main focus, the thermal and mechanical effect of ultrasound on the tissue is enhanced by the reflection of ultrasound from vapor bubbles. In this case, the effect in the lateral foci and on the ribs does not change.
Пример 4. Облучение ткани аналогично примерам 2 и 3, за исключением того, что область фокуса сканируется по заданной траектории со скоростью 2-8 мм/с и создается разрушение большего размера по сравнению с фокальной областью пучка. Скорость сканирования определяется из условия, что поперечный размер разрушения в условиях проявления нелинейных эффектов, к примеру при I0=20 Вт·см-2, составляет 1 мм и достигается за 0.2 секунды (фиг.4). Тогда при сканировании со скоростью 5 мм/с будет получаться непрерывная область повреждений.Example 4. Tissue irradiation is similar to examples 2 and 3, except that the focus area is scanned along a predetermined path at a speed of 2-8 mm / s and a larger fracture is created compared to the focal region of the beam. The scanning speed is determined from the condition that the transverse size of the fracture under the conditions of manifestation of nonlinear effects, for example, at I 0 = 20 W cm -2 , is 1 mm and is achieved in 0.2 seconds (Fig. 4). Then, when scanning at a speed of 5 mm / s, a continuous area of damage will be obtained.
Claims (6)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2011131719/14A RU2472545C1 (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2011131719/14A RU2472545C1 (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2472545C1 true RU2472545C1 (en) | 2013-01-20 |
Family
ID=48806397
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2011131719/14A RU2472545C1 (en) | 2011-07-28 | 2011-07-28 | Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2472545C1 (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2589649C1 (en) * | 2015-03-19 | 2016-07-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В. Ломоносова" (МГУ) | Method and device for non-invasive local destruction of biological tissue |
| RU2617374C1 (en) * | 2016-04-28 | 2017-04-24 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method of directed acoustic impact on the functional state of cells-targets material of representatives of cat families |
| RU2639805C2 (en) * | 2016-04-04 | 2017-12-22 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method of directed non-invasive impact on morphological state of tissue cells-targets of representatives of cat family |
| RU2645076C2 (en) * | 2016-07-07 | 2018-02-15 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method for acoustic noninvasive impact on target cells of canine tissue |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20080200806A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-21 | National Health Research Institutes | Medical Treatment Using An Ultrasound Phased Array |
| RU2363494C2 (en) * | 2005-01-10 | 2009-08-10 | Чунцин Хайфу(Хифу) Текнолоджи Ко., Лтд | Agent strengthening effect of processing by focused ultrasound of high intensity, and way of screening of given agent |
| RU2366475C2 (en) * | 2005-01-31 | 2009-09-10 | Чонгцинг Хайфу(Хифу)Текнолоджи Ко., Лтд | Therapy system based on focused ultrasound |
| US20100069797A1 (en) * | 2005-09-22 | 2010-03-18 | Cain Charles A | Pulsed cavitational ultrasound therapy |
-
2011
- 2011-07-28 RU RU2011131719/14A patent/RU2472545C1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2363494C2 (en) * | 2005-01-10 | 2009-08-10 | Чунцин Хайфу(Хифу) Текнолоджи Ко., Лтд | Agent strengthening effect of processing by focused ultrasound of high intensity, and way of screening of given agent |
| RU2366475C2 (en) * | 2005-01-31 | 2009-09-10 | Чонгцинг Хайфу(Хифу)Текнолоджи Ко., Лтд | Therapy system based on focused ultrasound |
| US20100069797A1 (en) * | 2005-09-22 | 2010-03-18 | Cain Charles A | Pulsed cavitational ultrasound therapy |
| US20080200806A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-21 | National Health Research Institutes | Medical Treatment Using An Ultrasound Phased Array |
Non-Patent Citations (3)
| Title |
|---|
| Canney M.S. et al, "Shock-induced heating and millisecond boiling in gels and tissue due to high intensityfocused ultrasound". Ultrasound in Med. & Biol., 2010, Vol.36, No.2, найдено в Интернет 22.06.2012. http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC2815111/pdf/nihms 165094.pdf. * |
| Гаврилов Л.Р и др. Возможна ли неинвазивная ультразвуковая хирургия за грудной клеткой? - Медицинская физика, 2010, т.3, No.47, найдено в Интернет 22.06.2012 http://medphys.phys.msu.ru/articles/bobkova_med.pdf. * |
| Гаврилов Л.Р и др. Возможна ли неинвазивная ультразвуковая хирургия за грудной клеткой? - Медицинская физика, 2010, т.3, №47, найдено в Интернет 22.06.2012 http://medphys.phys.msu.ru/articles/bobkova_med.pdf. Canney M.S. et al, "Shock-induced heating and millisecond boiling in gels and tissue due to high intensityfocused ultrasound". Ultrasound in Med. & Biol., 2010, Vol.36, №2, найдено в Интернет 22.06.2012. http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC2815111/pdf/nihms 165094.pdf. * |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2589649C1 (en) * | 2015-03-19 | 2016-07-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В. Ломоносова" (МГУ) | Method and device for non-invasive local destruction of biological tissue |
| RU2639805C2 (en) * | 2016-04-04 | 2017-12-22 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method of directed non-invasive impact on morphological state of tissue cells-targets of representatives of cat family |
| RU2617374C1 (en) * | 2016-04-28 | 2017-04-24 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method of directed acoustic impact on the functional state of cells-targets material of representatives of cat families |
| RU2645076C2 (en) * | 2016-07-07 | 2018-02-15 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московская государственная академия ветеринарной медицины и биотехнологии - МВА имени К.И. Скрябина" (ФГБОУ ВО МГАВМиБ - МВА имени К.И. Скрябина) | Method for acoustic noninvasive impact on target cells of canine tissue |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| WO2018113021A1 (en) | Confocal harmonic superposition hundred microsecond pulse ultrasound tissue damage mode control method | |
| EP2906291B1 (en) | Multi-foci sonications for hyperthermia treatments using magnetic resonance-guided focussed ultrasound | |
| Aubry et al. | Transcostal high-intensity-focused ultrasound: ex vivo adaptive focusing feasibility study | |
| US10806952B2 (en) | Therapeutic ultrasound apparatus and method | |
| Yuldashev et al. | The role of acoustic nonlinearity in tissue heating behind a rib cage using a high-intensity focused ultrasound phased array | |
| JPH07184907A (en) | Ultrasonic treating device | |
| RU2472545C1 (en) | Method for non-invasive destruction of biological tissues lying behind thoracic bones | |
| WO2018018725A1 (en) | Two-stage hundred-microsecond pulse focused ultrasound tissue destruction method | |
| US20170100145A1 (en) | Histotripsy Treatment of Hematoma | |
| Sasaki et al. | Effect of split-focus approach on producing larger coagulation in swine liver | |
| RU176516U1 (en) | High-intensity focused ultrasound device for scanning and treating tumors | |
| Xu et al. | Impact of preconditioning pulse on lesion formation during high-intensity focused ultrasound histotripsy | |
| Chang et al. | Treatable focal region modulated by double excitation signal superimposition to realize platform temperature distribution during transcranial brain tumor therapy with high-intensity focused ultrasound | |
| Filonenko et al. | Heating of biological tissues by two-dimensional phased arrays with random and regular element distributions | |
| Li et al. | Histotripsy using fundamental and second harmonic superposition combined with hundred-microsecond ultrasound pulses | |
| Karzova et al. | Dual-use transducer for ultrasound imaging and pulsed focused ultrasound therapy | |
| Ashida et al. | Transluminal Approach with Bubble-Seeded Histotripsy for Cancer Treatment with Ultrasonic Mechanical Effects | |
| Ho et al. | Thermal therapy for breast tumors by using a cylindrical ultrasound phased array with multifocus pattern scanning: a preliminary numerical study | |
| Rosnitskiy et al. | On the possibility of using multi-element phased arrays for shock-wave action on deep brain structures | |
| Ilyin et al. | Simulation of thermal lesions in biological tissues irradiated by high-intensity focused ultrasound through the rib cage | |
| Hazlewood et al. | Enhanced cavitation activity in a slab-shaped optical absorber during photo-mediated ultrasound therapy | |
| Bobkova et al. | Feasibility of HIFU tissue ablation in the presence of ribs using a 2D random phased array | |
| RU2589649C1 (en) | Method and device for non-invasive local destruction of biological tissue | |
| US20230381546A1 (en) | Non-Cavitational Mechanical Pulsed Ultrasound Therapy | |
| Gupta et al. | Transient temperature study during 3D scanning in HIFU thermal ablation |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20140729 |