超声和微泡相结合可以治疗传统手术不可能或风险太大的适应症。在治疗过程中，只能由微泡产生的次谐波和超谐波成分对术中监测具有重要意义。然而，微泡的发射功率比超声波应用器的基频成分低几个数量级，导致监测的信噪比（SNR）较低。
本项研究（英国利兹大学L. Nie、D. M. J. Cowell、J. R. McLaughlan、S. Freear；英国华威大学D. A. Hutchins、L. Astolfi、R. L. Watson、P. J. Thomas；英国诺丁汉大学T. P. Cooper、A. T. Clare；加拿大多伦多大学森尼布鲁克医学中心C.Adams；意大利卡拉布里亚大学S. Laureti、M. Ricci等科学家组成的跨国研究团队）提出了一种浸没在水中的三维声学超材料，用于抑制不需要的超声波，从而提高检测微气泡发射的灵敏度。数值结果表明，尽管只有纵向超声波在水中传播，但强调了剪切波对声学超材料传输特性的重要性。实验上，这个设计是用钛合金材料实现的，使用三维打印，在基频处衰减水平为40分贝。结果表明，声学超材料的应用有效地提高了次谐波和超谐波微泡发射的信噪比，分别提高了11.8和11.9 dB。恢复了原本被噪声淹没的次谐波分量。这是声学超材料首次应用于被动声学监测，这项工作将改善空化介导的聚焦超声治疗的治疗效果。
无论是在实验室还是临床上，超声波用于无创性治疗都具有重要的意义[1]。治疗性超声的目标是多种多样的，包括杀死癌细胞[2]和打开生物膜以增强药物吸收[3-6]。声空化是指声辐射驱动的气泡(微泡)的形成和/或活动[7]，以声空化为基础的方法通过利用相应的微泡活动来达到治疗效果[8，9]。使用基于空化的方法对神经系统适应症进行无创治疗的研究热情一直很高[3]。这些方法适用于治疗大脑内的各种位置，而不会使颅骨过热。在治疗过程中，微泡在超声波场作用下会发生体积脉动，它们的响应可分为两种类型：“非惯性”（稳定）和“惯性”（瞬态）空化[10]。通常，对于中低层压力振幅，其平衡尺寸的稳定微气泡振荡可以持续多个周期。产生流体微流并对周围细胞施加剪切力以可逆地渗透它们的膜以用于局部药物递送[11]。高振幅的冲击波可以机械地损伤附近的细胞，微射流可以潜在地穿透组织[11]。为了最大限度地减少不希望发生的组织损伤，特别是对大脑等关键器官的损伤，并评估治疗效果，有必要提供可靠的方法对这些治疗过程进行实时监测。
在揭示潜在的微泡动力学和生物效应以便在线监测和预测治疗结果的背景下，被动收听超声暴露下微气泡的声发射非常有意义[12-17]。由于非线性微气泡振荡，发射产生了驱动频率（𝑓0）的次谐波（𝑓0/2）、超谐波（3𝑓0/2）和整数谐波（𝑛𝑓0）。将次谐波[18]和超谐波声发射[13]与空化活动相关联是一种有益的解决方案，因为它们仅由微气泡产生。然而，以高灵敏度检测次谐波和超谐波是一个挑战。这是因为接收到的信号由来自超声施加器的基频分量支配，其功率可能比次谐波和超谐波高几个数量级。为了避免采集饱和，空化的弱谐波特征因此仅利用模数转换器(ADC)动态范围的一小部分，并且它们的检测受到量化误差的不利影响[19]。由电阻器、电容器、电感器和运算放大器组成的模拟滤波器可以放置在ADC之前，以衰减模拟域中的基频分量[20]。这允许次谐波和超谐波有效地利用ADC动态范围，从而对这些弱空化特征进行高保真检测。然而，一旦构建了超声系统，实现或修改模拟硬件滤波器可能会很困难，因为对其模拟前端的访问通常受到限制[21]。因此，这一事实保证了过滤设备的设计，以在超声波传播时以及在被任何电子设备或检测器捕获之前抑制超声波。
为了解决这个问题，这项工作使用了声学超材料，这是一种人工构建的结构，旨在控制声波传播[22]。声学超材料具有许多非凡的特性，例如天然材料所不具备的负折射和非互易波传输[23]。研究此类声学超材料的动机是由各种潜在应用驱动的。案例包括声波消减[25]、滤波[26]和引导[27]。在声学超材料中，声波的传播受结构几何形状（即超原子或也称为晶胞）和组成材料的特性的影响。已经确定了多种超材料，它们可以通过修改基础材料以包含超原子（例如散射单元[24]和/或局部谐振器[28]）来产生带隙。当散射单元在基体材料中周期性排列时，单元尺寸和晶格常数与声波波长的数量级相同，由于相邻夹杂物散射的波的相消干涉，可以形成布拉格带隙[24]。在这种情况下，工作频率主要由散射单元的特征尺寸决定。尽管嵌入局部谐振器的单位单元通常是周期性定位的，但谐振介导的带隙并不仅仅依赖于结构规律。具有深亚波长谐振器的结构能够衰减传输声波的振幅，其波长可以比谐振元件的特征尺寸大两个数量级[29]，但谐振声学超材料工作在一个狭窄的带宽上[25，29]。
人们一直致力于创造具有宽带隙的声学超材料[30-33]，并且这些设计通常可以通过调整夹杂物尺寸或改变组成材料来适应不同的应用。然而，这些设计的复杂几何形状导致了大量的制造挑战，使用传统的制造方法如计算机数控加工和激光切割是难以解决的。此外，对于这些设计，基材和夹杂物之间较大的声阻抗失配对于产生足够的散射和干扰是必不可少的。幸运的是，最近的增材制造发展促进了许多不同长度尺度的复杂声学超材料的制造，并且仍在快速发展[25，34-36]。声阻抗是给定材料的声速和密度的乘积[37]。对于机载应用，空气和聚合物或类似材料之间的声阻抗失配足以在它们的界面实现有效散射并形成宽带隙[31，32]。 然而，当介质是生物医学超声中使用的水时，情况并非如此，因此需要替代材料和制造方法[38]。
在当前的研究中，优化的金属带隙声学超材料是为水的传输介质设计的，选择金属来制造声学超材料，因为它们的声阻抗值通常比聚合物的值高得多。激光粉末床熔融（LPBF）能够以亚毫米级精度重复制造金属结构[35]，并采用它来制造声学超材料。这种精度将使内置的声学超材料可用于监测基于声学空化的经颅超声治疗[3]。使用扫描电子显微镜（SEM）来可视化打印部件的细节。然后进行超声波传输测量并与数值预测进行比较。优化的声学超材料的应用最终被证明可以检测来自声学造影剂（以意大利BRACCO公司的SonoVue声诺维为例）的声发射。
图1：a) 晶胞示意图和b) 模拟设置。(b)中示图：原始和优化设计的声学超材料，分别由5个连续层（x轴）和3个独立层组成。
图2：声学超材料传递特性的数值模拟。a) 球体半径R的影响。b) 支柱半径r的影响。在（a）中，研究了具有支柱半径𝑟=0.15𝑎的单层（x轴）结构的𝑅= 0.20 a、0.25a、0.30a、0.35a和0.40a。在(b)中，针对𝑟= 0.10a、0.15a、0.20a和0.25a，研究了具有球体半径𝑅= 0.40a的单层（x轴）结构。𝑎= 1.4 mm . c) 样品厚度（x轴）对连续层排列的影响。d) 具有分离层的优化设计的传递特性，其中去除了连接相邻层（x 轴）的支柱。对于(c)和(d)，𝑅= 0.25a、𝑟= 0.16a 和𝑎= 1.4mm。
图3：增材制造的样品。a，b）分别具有原始和优化单元晶胞排列的增材制造结构的照片。c) 二次电子模式下结构细节特写图的SEM图像。
图4：作为频率函数的声学超材料传递特性的数值预测和实验测量之间的比较。a) 实验装置示意图。b) 数值预测。c) 实验测量。对于(b)和(c)，原始设计和优化设计分别由5个连续层（x轴）和3个独立层组成。(c)中的误差条显示了五组测量值之间的标准偏差。
图5：微泡声发射的测量。a) 实验装置示意图。b) 没有（顶部）和（底部）优化声学超材料的典型示波器记录。c) 在应用和不应用优化声学超材料的情况下，来自微泡的散射声谱。每个频率的标准偏差是从实验的五次重复中计算出来的。d) 对理想的数据采集系统和实际的微气泡实验进行了信噪比改进。
图6：数值模拟：改变夹杂材料对带隙特性的影响。所有三个曲线都采用了用于优化声学超材料设计的相同参数：3个单独的层，a = 1.4 mm，R = 0.25a和r = 0.16a。
图7：每个晶胞中具有不同支柱方向的单个3D层的带隙特性的数值模拟。使用与图2c中报告的相同的参数（a = 1.4 mm，R = 0.25a，r = 0.16a）。
图8：数值模拟：a) 声学超材料位置（沿x轴）对带隙特性的影响；b) 将入射角从垂直入射(0°) 改为30°的效果。使用与图2c给出的相同的声学超材料结构参数（即，a = 1.4 mm，R = 0.25a和r= 0.16a）。
总之，我们建议使用声学超材料来抑制在水中传播时不需要的超声波信号，这不需要对电子硬件组件进行修改，并显著提高了微气泡排放的检测灵敏度。这是声学超材料首次应用于被动声学监测，将在基于声空化的超声治疗过程中改善治疗效果。对于在水中的操作，横波对声学超材料传递特性的显著影响已得到强调。已经提出了一种能够提供稳定带隙并增加样品厚度的优化设计，这是通过切断穿过相邻层的剪切波传播来实现的，水隙放置在它们之间。为了适应不同的应用，带隙特性可以通过不同的方式进行调整。随着具有更精细控制的增材制造方法的不断发展，可以构思和制造更复杂和有效的带隙超材料。
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