Adams C, Carpenter TM, Cowell D, Freear S, McLaughlan JR. HIFU Drive System Miniaturization Using Harmonic Reduced Pulsewidth Modulation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 2018 Dec;65(12):2407-2417. doi: 10.1109/TUFFC.2018.2878464. Epub 2018 Oct 29. PMID: 30371363; PMCID: PMC6305628.
开关激励有可能改善目前高强度聚焦超声 (HIFU) 系统中使用的线性放大器电路的成本、效率和尺寸。现有的开关方案受到高谐波失真或缺乏阵列变迹能力的影响，因此需要可调电源和/或大型电源滤波器才能发挥作用。多级脉宽调制 (PWM) 拓扑可以解决这两个问题，但晶体管的开关速度限制意味着每个波形周期中可用的脉冲数量有限。在本研究中，提出了谐波抑制 PWM (HRPWM) 作为开关波形设计的算法解决方案。通过高功率五级未滤波放大器的设计以及随后对离体鸡胸肉的仅热损伤来评估其对 HIFU 的适用性。使用 HRPWM 算法生成三个不同电功率（16、26、35 W）的开关波形。测量损伤尺寸并与使用线性放大器和双电平激励在相同电功率下产生的损伤尺寸进行比较。HRPWM 产生对称的、仅热损伤，其大小与其等效线性放大器相同 ( )。在 16 W 时，双级激励产生较小的损伤，但在较高功率水平下，声波波形中的大瞬变会产生不期望的空化。这些结果表明，HRPWM 可以最大限度地减少 HIFU 驱动电路尺寸，无需滤波器来消除谐波，也不需要可调电源来实现阵列变迹。
高强度聚焦超声（HIFU）是一种无创手术技术，用于通过局部热消融[1]、[2]和其他机械效应[3]、[4]在组织中产生凝固性坏死。
HIFU 的主要应用领域是治疗肝脏[7]、肾脏[8]、前列腺[9]、[10]、乳腺[11]和大脑中的软组织肿瘤[5]、[6] 。12]、[13]。HIFU不仅限于软组织肿瘤的治疗，还探索触发药物递送[14]、骨肿瘤治疗[15]、神经系统疾病[16]、异位植入[17]和疼痛管理等新途径。18]，[19]继续。
传统上使用具有固定焦点的单元件换能器来实现所需的消融强度[20]。但最近，高功率治疗阵列的使用越来越多[21]，因为它们可以促进热疗[22]、[23]和消融的动态焦点定位[24]。在经颅治疗中，1000 个元件数量级的大型阵列对于在颅骨中传播声加热至关重要[25]、[26]。由于头骨引起的衰减和相位畸变在其表面上变化很大[27]，[28]，每个元件的激励波形的相位和幅度必须调整[29] – [31]。阵列换能器的其他用途包括肝脏治疗中的肋骨保留[32] - [34]、子宫肌瘤的容积治疗[35]以及前列腺手术[36]。虽然用不同波形激发阵列中每个元件的能力对于经颅治疗至关重要，但在其他应用中也是非常理想的，因为它有利于阵列变迹，减少旁瓣，线性频率调制以减少栅瓣能量[37]，相移键控[38]抑制驻波和波束控制[39] .
在 HIFU 系统中，每个阵列元件通常连接到线性功率放大器，以便系统可以提供组织消融所需的高电功率 (> 15 W)。每个放大器依次连接到其自己的波形发生器，以实现必要的相位和幅度控制。这种布置具有低谐波失真，这意味着电波形不包含基波分量的不需要的谐波。虽然这是理想的，但存在许多缺点，包括成本高、效率低和尺寸大[40]。随着更高密度阵列的不断开发，这个问题越来越严重。此外，这些设计中普遍存在大量无源元件，限制了它们在导管和 MRI 环境中的用途[41] .为了使 HIFU 阵列治疗更经济、更实用，应该对驱动电路进行改进[40]。
本文提出了谐波减少脉宽调制（HRPWM）算法，以减少当前 HIFU 阵列系统中使用的激励电路的尺寸和成本。将通过数值和实验与现有的激励技术进行比较。
二.开关方案和放大器设计
与线性放大器设计相比，开关模式电路具有许多优点[41]、[42]。与线性放大器不同，每个换能器元件的输入连接到晶体管，晶体管在离散数量的电压电平之间快速切换以近似所需的波形。在饱和区域运行晶体管可以提高效率，但可能会在电波形中产生强大的三次和五次谐波[43]。例如，当使用简单的双电平激励时，三次和五次谐波的强度仅比基波分量小 10 和 15 dB。这些谐波可能在 HIFU 换能器的带宽内，HIFU 换能器是高度谐振设备，在谐波下产生声能[44]，[45]。这些谐波可能会导致不良影响[46]，例如焦点区域的破坏[41]、换能器的加热[47]以及栅瓣的生成[48]。
A. 切换方案
已经提出了多种开关方案作为线性放大器的替代方案。双层已被证明可以最大限度地减少驱动电子设备的占地面积并提高效率。幅度控制也可以通过调整占空比来实现[49]，但如果开关频率在传感器的带宽内，这种机制仍然需要在电路设计中额外的固定频率滤波组件来消除谐波。这些滤波器很大，与 MRI 不兼容[50]，并且限制了调频波形的使用。
Tang 和 Clement [43]证明，在两个电平之间引入预定的关闭周期可以用来破坏三次谐波的周期性。这已在 MRI 兼容导管系统中实现[51]。或者，可以在电路中引入附加电平以实现阶梯转换器。这自然会破坏谐波的产生[52]，并且一些作者已经证明了在不断增加的频率和功率下可以通过这种方式减少谐波[47]、[53]。然而，这些技术对波形的限制意味着每个阵列元件需要自己的可调电源来实现变迹，这是昂贵且麻烦的。
开关系统中的幅度控制可以使用PWM来实现，并已成功应用于超声成像[54]。在此，电路以高于其负载频率响应的速率连续切换。负载充当带通滤波器，在一个开关周期内对驱动电压进行平均。然后调制脉冲宽度以实现所需的瞬时幅度。可以用 PWM 驱动 HIFU 换能器，但高功率和频率的组合意味着每个波形可用的脉冲数量有限，因此操作员对幅度的控制可能有限。
HRPWM 是一种五级 PWM 方案，其载波经过专门设计，可减少每个周期中的脉冲数量，同时保留幅度控制并主动实现谐波减少[55]。它需要许多输入，包括频率、带宽（用于线性调频脉冲）和采样频率，并为任何合适的开关电路或脉冲发生器生成五级波形。它促进了许多医学成像和无损检测应用[56] - [58]，但这项研究是第一次将其用于HIFU。
B. 电路操作
之前有关 HRPWM 的出版物使用五级集成脉冲发生器 IC 来激励传感器。这些集成器件的总连续额定功率有限，因此不适合 HIFU 所需的连续波 (CW) 操作。在本研究中，使用分立元件设计了一个专门构建的五电平脉冲桥电路，以促进高功率连续波操作。
本研究采用的部分电路设计[59]。红色区域代表用于正极电平的组件，蓝色代表用于负极的区域，绿色代表接地（钳位）的区域。电路输出连接至换能器元件，无需滤波器。插图：制作卡的活动区域，消耗大约 25 cm 2的空间。
三．数值研究：谐波失真对损伤的影响
进行数值模拟来评估开关激励的谐波失真对损伤形成的影响。该仿真考虑了单元件传感器，其中可以通过调节电源来实现幅度控制。这样可以将谐波失真的影响与阵列系统中所需的任何幅度控制功能隔离开来。
二维模拟是在伪谱模拟包 k-wave [60]中进行的。模拟了直径为 64 mm、自然焦点为 63 mm、中心频率为 1.1 MHz 的典型凹面 HIFU 换能器。传感器传递函数由低通 50 阶有限脉冲响应 (FIR) 滤波器组成，可抑制四次及以上谐波的能量。模拟由每个代表的元素组成，导致总有用面积为。在周边周围放置了 20 个元素厚的吸收边界以阻止反射。传感器的定向使得传播方向与模拟区域中的最长边相同。
双电平和 HRPWM 激励方案被考虑与线性放大器结合使用。50% 占空比方波用于最简单的开关方案，即双电平激励。对于 HRPWM，设置到每个电平的转换以实现基波分量的所需幅度，同时确保任何开关引起的谐波产生破坏性干扰。与该算法相关的是，其载波的频率和相位可以改变，从而允许将波形设计为每半周期仅给出一个或两个脉冲。这确保了使用最少数量的开关事件对振幅和声强度进行稳健的控制。换能器产生的声功率在方案之间保持不变。这使得可以评估组织存在时谐波失真的影响。为此，每个方案的虚拟电源都经过调整，以便当应用换能器传递函数时，它们都产生 26 W 的声功率。除了通过电源轨进行控制外，HRPWM 方案还能够调制其自身的幅度，因此在调整电源之前可以任意设置以产生 70% 占空比的波形。图 2显示了频域和时域中的双层和 HRPWM 方案。将两个示例激励与线性放大器的完美正弦激励进行比较（以灰色显示）。显示了三个激励周期。在频域中，换能器的频率响应中显示了最高 20 dB 的归一化幅度。换能器二次和三次谐波的位置（电转换效率最高）由线和表示。低于 20 dB，任何能量都被视为无关紧要。正弦激励和 HRPWM 激励在基波分量之外都没有可观察到的频率内容。双层方案的谐波失真为可以转化为声能。将换能器放置在水中，并将最能代表鸡肌肉的 45 毫米厚介质[61]、[62]放置在换能器的焦点处。该介质的声学和热学参数列于表一中。
图 2.
仿真中使用的 1.1 MHz 双电平和 HRPWM 激励的时域和频域图。理想的线性放大器结果以灰色显示以供比较。换能器的二次和三次谐波由黑线和表示。
其中和指的是谐波 处的压力和吸收的大小。然后使用Pennes 的生物传热方程[64]计算每种方案每次暴露时介质中的温升。暴露 20 秒，然后再冷却 10 秒，以考虑灌注。起始温度为37°C。根据热暴露，计算出 CEM43 [65]。然后从 CEM43 超过 240 分钟的组织区域创建病变图，这是模拟包的推荐值，也是报告的前列腺组织损伤阈值[66]。
四．实验研究：利用 PWM 控制病变体积
HRPWM 方案的一个关键优势是能够对阵列进行变迹，而无需独立的可调电源或外部滤波器。重要的是，这种变迹可以在与 HIFU 治疗相关的电力下发生。在本研究的这一部分中，通过与线性放大器比较损伤效果来评估该方案的幅度控制能力。振幅的减小应减小病变体积，反之亦然。使用双电平激励进行了额外的比较。实验研究的目的是增强模拟结果并评估 HRPWM 在损伤水平控制声强度和持续时间的能力。
对于线性放大器实验，信号发生器（33600A，Agilent，美国）连接到45 dB线性功率放大器（A150，E＆I Ltd，美国）（图3）。
图 3.
本研究中使用的实验装置示意图。未显示：电流探头、匹配网络和数控机床。
A. 样品制备、损伤和分析
离体鸡胸肉用于损伤研究。新鲜鸡胸肉购买后18小时内有损伤，不使用时冷藏于4°C。将组织切成约55mmmm的立方体。然后将样品在 1% (v/v) 磷酸盐缓冲溶液中脱气 4 小时。为了确保样品之间的可重复性，将它们放置在略小于其切割尺寸的支架中，以便它们在各个方向上受到轻微压缩。样品架的相对两侧具有大约 50 mm 的声学窗口（图 3）。
使用单元件聚焦 HIFU 换能器（H-102，Sonic Concepts，美国）结合制造商提供的阻抗匹配网络进行损伤，尽管它不包含任何目的频率过滤组件。换能器的中心频率为1.1 MHz，焦距约为63 mm，直径为64 mm。-6 dB 波束宽度直径为 1.33 毫米，长度为 10 毫米。为了将换能器焦点和样品的中心定位在一起，在第一次曝光开始之前，将对准目标临时连接到样品支架的内部。使用水听器（Y-107，Sonic Concepts，美国）与 HIFU 换能器中心共定位并共焦，换能器焦点通过脉冲回波定位到目标上。样品架连接到计算机数控 (CNC) 机器平台上，该平台经过编程可移动到间隔 20 毫米的五个固定位置。这意味着每个样本中的五个损伤始终在相同位置且固定深度为 20 毫米。超声处理在脱气去离子水箱中进行，使用浸入式循环器将水保持在 28 ± 1 °C。选择这个温度来代表体内组织不会导致样品过早变性。
为了衰减后焦能量并防止反射，在样品后面放置了 10 毫米的吸收材料。这种布置如图3所示。将样品超声处理 20 秒。在两次曝光之间，让组织冷却 10 秒，以使组织的整体温度恢复到环境温度。所有暴露完成后，立即将样本从病变中心切开，露出每个病变的两半。每个病变的照片都在尺子和识别码旁边拍摄。使用图像分析软件（ImageJ，美国国立卫生研究院，贝塞斯达，马里兰州）计算像素/尺寸比，然后使用椭圆面积工具测量病变横截面积。
为了比较不同激励方案的损伤功效，我们的目的是确保对组织的损伤主要是热性质的，而不是来自声空化和/或沸腾等机械效应[67]。采取三项措施确保减少机械损伤。首先，使用被动空化检测（PCD）系统[67]。其次，使用了先前发表的损伤工作（鸡胸肉）范围内的暴露时间和强度[68]。第三，检查病变部位是否存在可能表明沸腾的异常形状。
对于 PCD 系统，水听器通过 5 MHz 高通滤波器（THP5P554100B，Allen Avionics，Mineola，NY，USA）和 40 dB 前置放大器（MSO-5104A，Agilent，USA）连接到 11 位示波器（MSO-5104A，Agilent，USA）。SPA1411，Spectrum，德国）。高通滤波器用于消除 HIFU 换能器前三个谐波的任何反射能量，并避免示波器输入饱和。示波器在分段模式下运行，并设置为记录最多 250 个波形中的 256 个波形。长度。触发阈值设置为略高于噪声水平 380 mV。触发延迟设置为 50 毫秒，以便可以记录长达 12.8 秒曝光的数据。记录每次暴露的触发次数，如果该数字超过 10，则认为损伤是机械形成的，而不是热形成的。对记录的信号进行傅里叶分析。
为了确保每个组织样本充分脱气，在病变形成之前，对传感器施加高振幅 (MPa) 5 周期脉冲，以消除气泡的存在。预计气泡的存在会产生谐波响应，从而触发 PCD。此外，每个组织样本至少包含一个使用线性放大器产生的仅热损伤。这意味着如果观察到空化，则可以将暴露参数隔离为空化的原因。
B. 声强度的考虑方案和控制
使用 HRPWM、线性放大器和双电平方案。每个方案考虑了三种不同的电功率：16、26 和 35 W。使用换能器数据表中的波束宽度并假设效率为 80%，这些电功率分别对应于 1205、1958 和 2637 的强度。在消融之前，将换能器置于原位但移除样本，调整电路以实现所需的电功率。对于线性放大器实验，调整了信号发生器的幅度。对于双电平激励，调整电源电压，但对于HRPWM，固定电源并改变调幅参数。
如果知道换能器的复阻抗，并且使用单驱动频率来激励换能器，则可以通过改变波形电压来控制所传递的真实功率[69]。这种方法在这里不适合，原因有两个：1) 开关波形包含具有不同相应阻抗的多个频率分量，2) 开关电路的输出阻抗未知，因此可能会产生高水平的反射能量。
相反，使用电流探头（TM502A，美国泰克公司）和示波器（DS06014A，美国安捷伦）来测量总传递的真实功率。电流探头放置在匹配网络的正输入周围。使用 100 周期激励，根据傅里叶变换电压和共轭电流波形的实数乘积计算出作为频率函数的真实功率
然后根据以下积分计算给定频率范围内的总输出功率
在实验中，和分别使用 500 KHz 和 10 MHz 。
由于方案之间的电学和声学配置是一致的，因此可以推测无论使用何种方案，声强度都保持相同。在连接传感器以获得用于研究的参数之前，使用纯电阻 50负载成功测试了这种功率测量方法。
对于每种强度和方案，制作并测量了 3 个损伤，总共 27 次暴露。
五、结果与讨论
图4显示了在三种不同激励方案下由于超声暴露而模拟的损伤形成。声场将从左向右传播。病变形状正确且轴对称，但不是旋转对称的。这是因为非线性传播导致的焦前损伤[20]、[70]。损伤横截面积及其与线性放大器损伤的百分比变化在表II中给出。
图 4.
模拟损伤结果。HRPWM 和双电平开关方案与线性放大器激励进行了比较。
表二。不同激励方案的模拟病变大小的比较。
励磁 病灶横截面积 (mm 2 )
线性放大器（理想） 49
高脉宽脉宽调制 43（−12%）
双层 32（−35%）
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理想情况下，每个模拟方案都经过校准，以在焦点区域产生相同的声强度。然而，在完成自由场模拟之前无法获得此信息。哈尔等人。[71]之前曾建议峰值声压可能更适合在损伤实验之间进行比较。然而，这没有考虑引入谐波时声波波形中存在的增加的能量。因此，每个方案都使用表面固定的声功率进行校准。尽管进行了这种校准，这些方案在模拟中都产生了不同的病变大小。当使用双电平激励时，与线性放大器激励相比，病变更小（-35%）。这是因为更多的声能分布在谐波中，并且随着高频分量更容易被吸收，到达焦点区域的能量更少。当使用 HRPWM 激励时，病变横截面积仅比线性放大器病变稍小（-12%）。这可能是由于 HRPWM 具有被组织衰减的高阶谐波能量。
模拟结果表明，激励波形谐波失真的增加会减小病变尺寸（图4）。HRPWM 方案具有切换方案中最低的谐波失真，因此产生的损伤尺寸更接近。
图 5显示了不同电功率和激励方案下离体鸡胸肉的平均病变横截面积。误差线代表三个测量值的标准偏差，其中每个测量值对应于由同一操作员形成和测量的新病变。线性放大器和 HRPWM 之间平均病变面积的方差在 16 W 时的 +10% 和 26 W 时的 -5% 之间。对于双水平，方差在 26 W 时的 -30% 和 16 W 时的 -45% 之间W.
图5。
使用不同激励方案的几种电功率下的病变横截面积。误差线是根据每个方案和功率下的三次重复的标准偏差计算的。紫色标记：每次激发记录的平均空化事件数。
使用夏皮罗-威尔克检验对每组重复进行正态性测试，该检验对于小样本量是理想的[72]。除了使用 35 W 双水平激励产生的损伤 ( ) 之外，所有重复组均未拒绝原假设 ( ) 。然后对病变横截面面积进行方差分析（ANOVA）以量化其统计显着性。测试和结果总结于表III中。进行方差分析以评估两个属性：1）相同功效下方案之间的相似性（第 2-4 行，）和 2）固定方案在不同功效下病变体积的差异（第 1 行，）。分析表明，电功率的变化会导致病变大小的变化（）与所有方案。对于 HRPWM 和线性放大器，每个功率级别的尺寸相似 ( )。
对于 16 W 双电平，方差分析表明，尽管平均病变大小 ( ) 比使用线性放大器时小 45%，但结果在统计上并不显着 ( )。由于样本量较小，这可能是误报。与其他方案相比，双层结果在幂之间的差异要小得多（0.0023 > 0.0001）。在两个较高的功率电平下，HRPWM 和线性放大器比双电平和线性放大器激励（ 35 W 时）具有更好的一致性。
26 W 双水平病变的标准差 ( ) 小于其他激励的标准差。然而，这并不重要，因为方差系数 ( ) 与其他地方观察到的值类似，例如 HRPWM 35 W ( )。因此，作者认为，标准偏差的贡献者主要是组织和实验误差的变化。
与仿真中一样，在 16 W 双电平激励下，平均损伤面积减少了 47%，这归因于谐波的吸收。然而，在两个较高的功率下，损伤体积的减小归因于空化。这个假设可以通过多种方式得到证实。图 5 （紫色标记）中显示的平均空化事件计数对于两次较高功率双级曝光来说较高 (>10)，而对于所有其他曝光来说，平均空化事件计数为 0。来自 35 W 双级激励的损伤数据也未通过正态性测试，该正态性测试表明空化的随机性质。通过比较图 6中的损伤形状，进一步证明了机械损伤。在这里，所有损伤均使用 35 W 的固定电功率但采用不同的激励方案进行。图6(a)中的损伤是使用线性放大器产生的，图6(b)中的损伤是使用HRPWM产生的。这两个病灶呈轴对称且呈椭圆形，这是理想的。没有明显的声空化迹象，并且它们具有相似的横截面积（a：53.79 mm 2，b：47.29 mm 2）。损伤（c）是使用双级激发热形成的，但存在空化现象，导致吸收发生变化。病变是圆形的而不是雪茄形的，具有较小的面积24.34mm 2并且空化计数达到255，这是所使用的检测方案可能的最大值。
图 6.
使用 35 W 电力造成损伤。(a) 使用线性放大器进行损伤。(b) 使用 HRPWM 进行损伤。(c) 损伤是通过双级激励造成的，但发生了空化，正如被动空化探测器的大量触发所证明的那样。
从PCD获取的示例信号如图7所示。灰线显示使用 35 W 线性放大器激励进行纯热损伤期间采集的信号。这里的光谱表明没有空化活动。蓝线显示由于气泡的存在导致本底噪声和谐波产生增加。该空化信号是在 26 W 双水平曝光期间记录的。光谱表明空化是稳定的而不是惯性的。在, (11.55 MHz) 处可能会出现超谐波发射，这通常表明存在稳定的空化现象。然而，在光谱的下端没有可见的超谐波，但这可能是由于 PCD 的采样限制或因为暴露压力接近空化阈值[73]。
图 7.
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损伤期间来自被动空化探测器的信号示例。灰线：使用线性放大器进行纯热损伤期间的 PCD 波形。蓝线：26 W 双电平曝光期间空化产生的 PCD 波形。用于强度计算的参考值来自平均噪声水平。
A. HRPWM 对治疗性超声的适用性
图 8显示了使用 CNC 平台和 0.4 mm 膜水听器（D1064，Precicion Acoustics Ltd.，Dorchester，UK）绘制的负压梁图。步长为 0.5 mm，峰值负压 (PNP) 用作强度参考。
图 8.
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使用 (a) 双电平、(c) HRPWM 和 (b) 仅使用双电平和 (d) HRPWM 的三次谐波绘制压力图。对于 (a) 和 (c)，仅显示最高 6 dB。对于 (b) 和 (d)，显示了最高 15 dB。
对采集的波形进行去卷积以补偿水听器响应，然后应用 FIR 高通滤波器 ( 、) 从波形中分离出高阶谐波。图 8(a) 和 (c)中的压力图分别是使用双电平和 HRPWM 激励的未滤波波形生成的。图8(b)和(d)中的图显示了去除基波分量时的相应图。对于图8(a)和(c)，仅示出了最高的6dB。对于图8(b)和(d)，显示最高 15 dB。光束图是在足够低的压力 (<1 MPa) 下绘制的，以最大限度地减少非线性传播产生的谐波。对图像应用三次插值，以便可以应用 1° 旋转来纠正 CNC 机床和声学路径的轻微未对准。
这些结果表明，可以在声学域中观察到双层电波形中的谐波失真。HRPWM 可有效减少波形中的谐波含量，因为在 -15 dB 以上没有可见谐波。由于双电平压力图中谐波分量的幅度与电波形相等（3.3 MHz 时~−10 dB），这支持了仿真中使用的模型，即换能器在其基波分量上几乎与在它的三次谐波。这通过传感器（未示出）的带宽测量得到进一步证实。
26 W 下的模拟和实验参数非常相似，尽管热模拟中使用的环境温度较高意味着模拟损伤稍大。仿真模型假定换能器的效率为 100%，而实验上仅报告了 80% 的值，这一事实使情况变得更加复杂[69]。模拟表明，在固定声功率下，激励波形谐波失真的增加可以减小病变尺寸。然而，在实验中，并没有像模拟中那样观察到 HRPWM 可以减少病灶大小。这可能是因为换能器在衰减谐波方面比仿真模型中使用的 FIR 滤波器更有效。预计双级激励的损伤减少效果在较高深度将更加明显，因为在焦点区域之前将吸收更多声能。这是由于双级激励在声学域中产生更容易衰减的谐波。为了补偿，可以使用更大的压力，但是这是不希望的，因为它增加了气蚀的可能性。
实验上，使用双电平激励时观察到额外的不良机械效应。PCD 数据、病变形状观察结果以及统计测试证明了这一点。35 W 结果可能存在的非正态性可能影响了方差分析，但这不太可能[74]。作者认为，空化的原因是波形形状的结果，而不是任何固有的谐波失真。这表明常规的五级阶梯电路可能就足够了，尽管据作者所知，不存在其他合适的 PWM 算法。瞬态响应通常与应用频率相关，因此进一步的工作应包括研究应用频率是否影响空化核。
然而，HRPWM 相对于其他方案的主要优势在于它能够对阵列进行变迹，而无需每个元件都具有独立的电源或滤波器。这使得它适用于许多高密度应用、导管和 MRI 环境，特别是如果与新技术相结合来取代匹配网络[75]。尽管有必要为这项研究设计一个放大器，但如果允许的话，该算法也可以针对其他电路设计。实验结果表明，这种切换算法和电路设计可以将热剂量控制在 HIFU 有用的强度水平上。
B. 双级激发的空化成核
使用 35 W 双级激励不可能产生仅热损伤。在使用双级激励的 26 W 的 3 次曝光中的 2 次中，还观察到了空化活动。为了消除功率测量中可能出现的误差，在每个功率级别对双电平和线性放大器方案的声强度进行了比较。使用膜水听器测量 -6 dB 波束宽度为 1.85 mm，并使用辐射力天平测量每个电功率的时间平均声功率（Precision Acoustics Ltd.，Dorchester，UK）[76]。由于谐波分量具有不同的焦点位置，双电平激励使焦点区域略有扭曲，但在-6 dB阈值处没有任何意义。在每个功率水平上，无论使用何种激励方案，强度都相似。这意味着双能级激发的空化主要不是通过加热而成核的。
在琼脂模型中重复实验以与鸡胸肉进行比较，发现使用 26 W 双级激励也观察到空化，但不使用线性放大器，即使在较高强度下也是如此。第一个空化事件暂时位于发射开始后，这大约是换能器自然焦点传播时间的两倍。这表明波形开始附近的瞬态使空化成核。
随后使用焦点处的膜水听器捕获高分辨率 ( = 200 MHz) 声波波形。据观察，使用线性放大器时的压力在前三个周期内缓慢增加，但使用双电平激励时，存在较大的负瞬态。由于水听器的饱和限制，不可能用最高功率双电平激励来观察这些瞬态。这些瞬态值与强度测量值一起显示在图 9中。误差条代表水听器空间平均引起的强度的最小值和最大值，紫色线代表可疑的空化阈值。由于测量的声功率相似，结果还表明电功率测量技术足以比较每个方案。
图 9.
在所有三种电功率下测量线性放大器和双电平激励的声强度和瞬态压力值。由于水听器的饱和，无法获得 35 W 下双水平的压力测量。粉红线：可疑的空化阈值。
高 PNP 使空化更有可能发生，因此空化成核可能归因于负压瞬变。采用 26 W 双电平激励时，PNP 在 26 W 和 35 W 功率水平下都比采用线性放大器的 PNP 更大。还预计这些瞬变非常接近空化阈值，因为使用 38 W 的线性放大器也不可能产生仅热损伤。
双级激励空化的原因尚未完全了解，需要进一步研究。它可能涉及许多因素，包括组织瞬态预处理[77]和焦点区域畸变，这些因素都已被观察到，并且可能因组织中的非线性传播而加剧。
六．结论
HRPWM 与线性放大器和双电平激励进行了数值和实验比较。模拟表明，双级激励波形中谐波失真的增加会减小病变的大小。实验中，通过调整HRPWM的调制参数，产生了三种不同功率的波形。使用这些波形，在离体组织中产生损伤，并与使用双电平激励和线性放大器在等效电功率下产生的损伤进行比较。实验结果表明，HRPWM 可以产生与线性放大器产生的同等大小的纯热损伤。在使用的最低功率水平下，双水平激励产生较小的损伤，但在较高功率水平下波形有核空化产生瞬变。
研究表明 HRPWM 能够控制与 HIFU 相关的强度的声压。HRPWM 的使用将有助于提高 HIFU 驱动电路的效率、实用性和成本。
