TW202023646A - 用於增強超音波治療的功效之系統和方法 - Google Patents

Abstract

本發明提供藉由例如高效的信號量測、校準及保證系統來增強超音波功效的實施例，該些實施例具有被配置以驅動一或多個聚焦超音波換能器之一控制系統射頻（RF）驅動器。該RF驅動器可包含一或多個功率放大器，該一或多個功率放大器包括一或多個III-V族半導體（例如，氮化鎵GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及/或AlGaN）場效電晶體，以在一寬頻率範圍內藉由相異窄頻帶RF信號高效地提供高功率。該RF驅動器可包括一功率量測及/或校準系統以監測自該功率放大器輸出之該RF信號的振幅及相位，且估計輸送至該些超音波換能器之RF功率的量。

Description

用於增強超音波治療的功效之系統和方法

本文中所描述之若干實施例係關於用於超音波換能器之複雜電壓、電流及功率量測、校準及保證的高功率、高效射頻（radio frequency；RF）設計的組裝及電互連。本申請中所描述之各種實施例係有關被配置以產生、監測及輸送對基於超音波能量之非侵入性治療供電之RF信號的電裝置及系統。若干實施例係關於例如用於增強皮膚病（例如，美容）超音波治療之功效的基於能量之非侵入性治療。

在2019年11月30日申請的美國臨時專利申請案第62/773,948號出於所有目的以全文引用的方式併入本文中。

在過去，已使用超音波用於診斷應用及治療應用。已描述超音波成像及療法用於各種醫療應用，包括皮膚病學。亦已描述使用超音波進行美容治療。

本文中所描述之若干實施例提供克服在將超音波用於治療目的時的某些缺點之系統及方法，該些缺點包括例如過多變化、誤差產生以及治療效率及有效性的降低。在一些實施例中，描述若干增強，其減少可干擾饋送至超音波換能器中之發信控制的信號諧波。此類減少（例如，經由監測及校準技術）可在使用不同超音波頻率、功率及/或深度時最終減少不期望的變化性，因此增強超音波療法之總體功效及功效。

在若干實施例中，提供用於將功率、電壓、電流及RF信號引導至包括於本申請中所描述之超音波療法系統中之一或多個換能器的高效控制系統。RF模組可包含整合於一或多個印刷電路板總成上之電子裝置、子系統及/或總成。

在若干實施例中，一種超音波療法板包含用於高強度聚焦超音波（high intensity focused ultrasound；HIFU）監測之功率保證系統，其包括用於對至高強度聚焦超音波換能器之電驅動功率進行準確、相位敏感量測的功率保證量測及校準系統。在若干實施例中，一種超音波療法板包含：HIFU開關模式功率放大器，其併有一或多個高效電晶體，諸如III-V族半導體（例如，組合第III族元素（例如，Ga、In、Al）與第V族元素（例如，N、As、Sb、P）之III-V族化合物半導體，諸如氮化鎵（GaN）、砷化鎵（GaAs）、銻化鎵（GaSb）、磷化銦（InP）、砷化銦（InAs）、銻化銦（InSb）、砷化銦鎵（InGaAs）、銻化鋁（AlSb）、砷化鋁鎵（AlGaAs）、氮化鋁鎵（AlGaN）等場效電晶體），其中射頻（RF）療法功率放大器使用III-V族（例如，氮化鎵（GaN））場效電晶體中之任一者及電力變壓器（例如，Guanella變壓器或其他類型之變壓器）將高功率RF能量輸送至高強度聚焦超音波換能器。在若干實施例中，描述GaN電晶體，但在其他所涵蓋的實施例中，可使用GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及/或AlGaN電晶體中之任一者、兩者、三者或多於三者。在各種實施例中，不使用，例如，不包括一或多個III-V族半導體。在一些實施例中，不使用GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs AlSb、AlGaAs及/或AlGaN中之任何一或多者。在若干實施例中，一種超音波療法板包含用於預測至任意HIFU換能器負載中之輸出功率的系統及方法，其中使用校準資訊之系統由功率放大器及換能器儲存，以便在輸送療法之前預測將由放大器輸送至換能器中之輸出功率。在若干實施例中，一種超音波療法系統包含：電阻式電流感測及電壓感測組件；解調變器，其能夠在任意頻率下操作；相移諧波消除方案；及/或自校準雙埠補償方案。

在若干實施例中，提供使用定向且精確之超音波以經由熱路徑藉由產生用於執行各種治療及/或成像程序之一或多個聚焦分區的超音波療法得到可見且有效之皮膚病（例如，美容）結果而成功地改善美學效果之安全性、有效性及/或效率的系統及方法。該超音波療法板之各種實施例可包括被配置以在操作期間確保患者安全性之多種健康監測系統。另外，可抑制及/或減少自超音波療法板輸出之電信號中之諧波以確保患者安全性的系統及方法亦涵蓋在本申請案中。

在各種實施例中，本發明提供一或多個優點，諸如減少治療時間及/或誤差；產生唯一的加熱圖案；利用多個通道以獲得較大功率；以相同或不同的功率位準治療兩個或多於兩個深度處之區（例如，熱凝、消融、即時壞死聚焦分區及另一散焦能量或其他組合）的選項；在不同深度處進行可選的同時或依序治療（例如，同時或在重疊或依序時間段中在皮膚表面下方1.5 mm、3 mm及/或4.5 mm熱凝點之深度處）；及/或用一個、兩個或多於兩個同時點、線性或線焦點進行治療，諸如在一區下方或間隔開的不同深度處。本文中所描述之若干實施例（無論針對皮膚病學應用抑或非皮膚病學應用）為尤其有利的，此係因為該些實施例包括以下益處中之一者、若干者或全部：在多個深度處進行窄頻寬頻率超音波治療且治療更高效，包括以下各者中之一或多者：（i）治療時間更快；（ii）在治療期間疼痛減輕；（iii）在治療之後疼痛減輕；（iv）康復時間更短；（v）更高效治療；（vi）更高客戶滿意度；（vii）完成治療之能量更少；及/或（viii）藉由聚焦區治療的區域更大。在一些實施例中，優點包括使用驅動場效電晶體之信號調變驅動換能器之有效振幅，該信號藉由比較直接數位合成電路之正弦輸出與DC電壓來產生。

在若干實施例中，RF模組之電子裝置、子系統及/或總成可被配置以在自1 MHz至20 MHz之頻率範圍內（例如，約1 MHz、1.75 MHz、1.75至12 MHz、4至12 MHz、4 MHz、7 MHz、10 MHz、12 MHz）高效地產生及輸送約0.1 W至200 W（例如，約20至100 W）之RF功率至一或多個超音波換能器。特定而言，該RF模組可包含功率放大器，該功率放大器包含III-V族（例如，氮化鎵（GaN）、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及/或AlGaN）場效電晶體（field-effect transistor；FET）以高效地（例如，大於或等於75%、50%至90%、95%、99%或其中之任何值）在1.0 MHz至12.0 MHz之頻率下產生一或多個窄頻帶RF信號。另外，該RF模組可包括被配置以監測由III-V族（例如，GaN或其他者）FET產生之一或多個RF信號之振幅及相位的功率量測系統。此外，估計在與驅動系統配對時將由一或多個超音波換能器輸送之功率之量的系統及方法包含功率放大器，該功率放大器包括III-V族（例如，GaN或其他者）FET。在若干實施例中，描述GaN電晶體，但在其他所涵蓋之實施例中，可使用GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及/或AlGaN電晶體中之任一者。

在各種實施例中，一種超音波治療系統包含：超音波探頭，其包含經調適以將超音波療法應用於組織之超音波療法換能器；及電功率系統，其被配置以將電功率提供至超音波療法換能器，該電功率系統包含功率放大器裝置及電路；其中該功率放大器裝置包含至少一個半導體電晶體，其中該半導體電晶體為場效電晶體，其中該場效電晶體被配置以在介於200 kHz與20 MHz之間的範圍內之射頻（RF）下以至少75%之效率操作。在一個實施例中，該半導體電晶體包含III-V族化合物。在一個實施例中，該半導體電晶體包含氮化鎵（GaN）。

在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其至少包含半導體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動半導體，從而驅動超音波療法換能器。在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個半導體，其中在一個實施例中，每一半導體包含複數個閘極（在另一實施例中，每一氮化鎵場效電晶體不包含複數個閘極）；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動半導體，從而驅動超音波療法換能器。在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個氮化鎵場效電晶體，其中在一個實施例中，每一氮化鎵場效電晶體包含複數個閘極（在另一實施例中，每一氮化鎵場效電晶體不包含複數個閘極）；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動氮化鎵場效換能器之複數個閘極，從而驅動超音波療法換能器，該超音波療法換能器在一個實施例中為壓電式超音波療法換能器。在一個實施例中，驅動該場效電晶體之信號係藉由比較正弦直接數位合成電路之輸出與DC電壓來產生。在一個實施例中，該系統包括驅動該場效電晶體之信號係藉由比較直接數位合成電路之正弦輸出與DC電壓來產生，該信號被配置以用於調變驅動換能器之有效振幅。在一個實施例中，該輸出功率在5 W至50 W或30 W至100 W之範圍內。在一個實施例中，該電路包含以H橋組態而組態之四個電晶體。在一個實施例中，該電路包含以H橋組態而組態之四個氮化鎵電晶體。在一個實施例中，該電路包含以半橋組態而組態之兩個電晶體。在一個實施例中，該電路包含以半橋組態而組態之兩個氮化鎵電晶體。在一個實施例中，閘極驅動信號具有用以控制輸出信號中之諧波含量及功率的可變占空比。在一個實施例中，功率放大器轉換器以大於75%之效率將功率供應至射頻輸出信號功率。在一個實施例中，使用開關模式DC-DC轉換器調變至功率放大器之供應電壓，該轉換器將固定的高壓輸入減小為較低的供應電壓。在一個實施例中，該系統包括兩個或多於兩個功率放大器，其中單個功率放大器被配置以驅動高強度聚焦超音波換能器之單個壓電換能元件。在一個實施例中，該高強度聚焦超音波換能器被配置以由分開的功率放大器驅動。在一個實施例中，該高強度聚焦超音波換能器包含複數個壓電換能元件，該複數個壓電換能元件中之每一者被配置以由分開的功率放大器驅動。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出。在一個實施例中，該放大器被配置以在兩個或多於兩個不同頻率下驅動輸出。在一個實施例中，相位及頻率受直接數位合成器控制。在一個實施例中，該系統被配置以驅動具有在20歐姆至120歐姆之範圍內之阻抗及自+45度至-45度之相角的換能器。

在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個場效電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動場效換能器之複數個閘極，從而驅動壓電式超音波換能器；其中該電路包含以H橋組態而組態之四個電晶體。

在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個場效電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動場效換能器之複數個閘極，從而驅動壓電式超音波換能器；其中驅動場效電晶體之信號係藉由比較正弦直接數位合成電路之輸出與DC電壓來產生；其中輸出功率在30 W至100 W之範圍內；其中該電路包含以H橋組態而組態之四個電晶體。

在一個實施例中，該半導體為氮化鎵，其中功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個氮化鎵場效電晶體，其中每一氮化鎵場效電晶體包含複數個閘極；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動氮化鎵場效換能器之複數個閘極，從而驅動壓電式超音波換能器；其中驅動場效電晶體之信號係藉由比較正弦直接數位合成電路之輸出與DC電壓來產生；其中輸出功率在30 W至100 W之範圍內；其中該電路包含以H橋組態而組態之四個氮化鎵電晶體；其中閘極驅動信號具有用以控制輸出信號中之諧波含量及功率的可變占空比；其中功率放大器轉換器以大於75%之效率將功率供應至射頻輸出信號功率；其中使用開關模式DC-DC轉換器調變至功率放大器之供應電壓，該轉換器將固定的高壓輸入減小為較低的供應電壓；包含兩個或多於兩個功率放大器，其中單個功率放大器被配置以驅動高強度聚焦超音波換能器之單個壓電換能元件；其中該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出；其中該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出；其中相位及頻率受直接數位合成器控制；其中該系統被配置以驅動具有在20歐姆至120歐姆之範圍內之阻抗及自+45度至-45度之相角的換能器。

在各種實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置包含：開關模式放大器設計，其包含至少一個場效電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動至少一個場效電晶體。在各種實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置包含：開關模式放大器設計，其包含至少一個氮化鎵場效電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動至少一個氮化鎵場效電晶體。

在各種實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置包含：開關模式放大器設計，其包含至少一個氮化鎵場效電晶體，其中每一氮化鎵場效電晶體包含複數個閘極；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動氮化鎵場效換能器之複數個閘極，從而驅動壓電式超音波換能器。在一個實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置包含：開關模式放大器設計，其包含複數個氮化鎵場效電晶；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動複數個氮化鎵場效換能器，從而驅動壓電式超音波換能器。

在各種實施例中，一種功率放大器裝置包括以下特徵中之一或多者：其中該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出，其中該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同頻率下驅動輸出。

在各種實施例中，一種控制用於藉由超音波換能器輸送所要量之聚焦聲功率的超音波系統中之電功率的方法，該方法包含：提供電功率控制系統，其包含電路及控制系統查找表（look-up table；LUT），該電路包含控制系統微處理器；提供包含換能器控制器、換能器微處理器及換能器LUT之超音波換能器；藉由換能器微處理器自換能器LUT判定輸送至負載之電功率的量，該量等於由超音波換能器輸送至組織之聲功率的所要量；藉由控制系統微處理器自控制系統LUT判定自電功率系統之功率放大器輸出的電信號之振幅，該電功率系統將輸送經輸送至負載之相等量的電功率；及設定輸出電信號輸出之所判定振幅的電功率系統之至少一個參數。在各種實施例中，該負載在10歐姆至100歐姆或20歐姆至120歐姆之範圍（例如，10至40、40至80、80至120及其中之重疊範圍）內，此准許可在換能器之定相/聚焦期間出現較寬範圍之換能器阻抗。在一個實施例中，該負載為50歐姆。

在各種實施例中，一種超音波治療系統包含：超音波探頭，其包含外殼，該外殼含有經調適以將聲學超音波聚焦於與外殼相距一深度之組織中之聚焦分區中的壓電式主動超音波療法換能器；電功率系統，其被配置以將電功率提供至超音波療法換能器，該電功率系統包含功率放大器；及電功率量測系統，其被配置以自來自功率放大器之輸出信號監測電輸出功率，其中電功率量測系統包含：電阻式電流感測電路，其被配置以監測自功率放大器輸出之電流；及電阻式電壓感測電路，其被配置以監測自功率放大器輸出之電壓，且其中該電功率量測系統被配置以在用於超音波療法換能器之橫跨至少兩個倍頻程之頻率範圍內監測來自功率放大器之電輸出功率。

在各種實施例中，一種用於量測高強度聚焦超音波系統中之驅動電路之射頻（RF）電流及電壓的系統包含：電流感測電阻器，其與負載串聯；分路電壓感測電阻器網路，其與負載並聯；及電功率輸出電壓及電流監測電路（IQ解調變器電路），其具有在相位及頻率上與驅動功率放大器之信號同步的本地振盪器時脈且被配置以將輸出信號解調變至低於超音波驅動頻率之載波頻率。

在一個實施例中，該量測系統被配置以在本地振盪器與功率放大器之間的不同相對相移下進行多次量測。在一個實施例中，該本地振盪器時脈係自獨立控制之直接數位合成器產生。在一個實施例中，該量測系統被配置以在本地振盪器頻率下進行多次量測。在一個實施例中，相位量測之次數為六。在一個實施例中，該系統使用量測系統以修改閘極驅動信號，以便達成輸出信號中之所要諧波含量。

在各種實施例中，用於判定量測之次數的方法藉由評估通帶中最低頻率超過系統雜訊底限之諧波之數目來充分地量測諧波。在一個實施例中，方法藉由形成多次量測之線性組合來計算電壓及電流波形之複合諧波分量。

在各種實施例中，一種用於校準高強度超音波換能器之方法包含：校準藉由用於驅動器組態之換能器輸送的聲輸出功率，該聲輸出功率對應於由驅動器輸送至用於驅動器組態之一或多個參考負載中的電功率，其中校準資訊由換能器儲存；對照輸送至一或多個參考負載中之電功率而校準電驅動器組態，其中校準資訊由驅動器儲存；及藉由驅動器組態之處理器進行計算以達成所要聲輸出功率，該處理器使用換能器校準資訊以針對所要聲功率設定而判定至一或多個參考負載中之功率位準，且使用驅動器校準資訊以判定用於至參考負載中之所要聲輸出功率位準的驅動器組態。

在一個實施例中，換能器校準資訊亦包括由換能器在每一聲功率位準下輸送之電功率，其中所儲存之功率資訊包括複合功率分量或實際功率分量。在一個實施例中，自驅動器輸送之電功率的動態量測係在組織聲透射期間進行且對照儲存於用於所要聲功率位準之換能器校準資訊中的電功率進行證實。

在各種實施例中，一種用於藉由掃掠頻率同時量測驅動器處之電壓駐波比及選擇操作頻率（該頻率最小化電壓駐波比）來調諧高強度聚焦超音波換能器之方法。

在一個實施例中，該聲輸出功率係藉由使用力平衡執行量測來產生。在一個實施例中，換能器校準資訊係作為查找表儲存於換能器內部之非揮發性記憶體晶片中。在一個實施例中，使用描述療法驅動電路輸出與換能器之間的雙埠網路的轉移矩陣來調整在驅動器處量測到之電壓或電流中之至少一者。在一個實施例中，校準資訊儲存於查找表（LUT）中。在一個實施例中，藉由在一或多個查找表中內插值而自校準資訊及在臨床中設定的所要聲功率來計算目標電壓。在一個實施例中，在換能器校準資訊內儲存每一聲功率位準下之電功率臨限值界定電驅動功率之可接受範圍，以達成聲輸出功率之可接受範圍。

在各種實施例中，一種用於確認動態量測之電功率在所指定之範圍內的系統包含動態地量測由驅動器輸送之電功率及比較該電功率與儲存於換能器中之臨限值。在一個實施例中，可在換能器與驅動器之間互換的手持件及纜線總成之轉移矩陣儲存於手持件及纜線總成內部之非揮發性記憶體晶片上。

在各種實施例中，一種用於藉由以下操作動態地調整功率之方法：量測自驅動器輸送之電功率；比較所量測之電功率與如自校準資訊判定之所要電功率；及調整驅動器組態以減小所要電功率與所量測電功率之間的誤差。

在各種實施例中，一種用於藉由以下操作動態地調整功率之方法：量測負載之電阻抗且基於其他系統組件之已知阻抗計算換能器阻抗；計算驅動器所需的電功率以維持實際換能器阻抗上之相同量的耗散功率；及調整驅動器組態以滿足減小所要電功率與所量測電功率之間的誤差所需的電功率。在一個實施例中，無論何時輸送療法便動態地調整功率。

在一個實施例中，換能器校準資訊亦包括在每一聲功率位準下輸送至換能器之電功率，其中所儲存之功率資訊包括複合功率分量或實際功率分量；其中自驅動器輸送之電功率的動態量測係在組織聲透射期間進行且對照儲存於用於所要聲功率位準之換能器校準資訊中的電功率進行證實。

在一個實施例中，換能器校準資訊亦包括在每一聲功率位準下輸送至換能器之電功率，其中所儲存之功率資訊包括複合功率分量或實際功率分量；其中自驅動器輸送之電功率的動態量測係在組織聲透射期間進行且對照儲存於用於所要聲功率位準之換能器校準資訊中的電功率進行證實；其中該聲輸出功率係藉由使用力平衡執行量測來產生；其中換能器校準係作為查找表儲存於換能器內部之非揮發性記憶體晶片中；其中使用描述療法驅動電路輸出與換能器之間的雙埠網路的轉移矩陣來調整在驅動器處量測到之電壓或電流中之至少一者；其中校準資訊儲存於查找表（LUT）中；其中藉由在一或多個查找表中內插值而自校準資訊及在臨床中設定的所要聲功率來計算目標電壓。

在各種實施例中，一種用於藉由量測回射能量之量偵測高強度聚焦超音波換能器經由皮膚表面之聲耦合之品質的方法包含：使用療法換能器感測器量測回射能量之量；判定壓電療法換能碗與耦合表面之間的距離；在耦合表面發生反射之前量測第一功率量測；在耦合表面發生反射之後量測第二功率量測；及計算差計算以判定回射功率之量。

在一個實施例中，藉由未用於療法之輔助換能器量測回射能量之量。在一個實施例中，在計算出功率改變（正向減去反向）後，療法暫時停止直至經過足夠時間來消除如由輔助換能器或療法換能器偵測到的自耦合表面之反射。在一個實施例中，一旦反射能量下降至低於臨限值，療法驅動器便重新接合且激勵療法換能器。在一個實施例中，該高強度超音波換能器包含多元件陣列換能器，且針對陣列中之每一元件儲存校準資訊。

在一個實施例中，該些驅動器容納於系統控制台中，且換能器可在系統控制台之間互換。在一個實施例中，換能器可在手持件之間互換，且手持件可在控制台之間互換。

在各種實施例中，一種用於校準高強度聚焦超音波換能器之方法包含：將驅動器模型化為具有頻率相依源電壓及源阻抗之戴維寧（Thevenin）等效源且藉由驅動器儲存包含源電壓及源阻抗之校準資訊；量測換能器阻抗且將其儲存於換能器上之校準資訊中；及使用儲存於驅動器校準資訊中之源電壓及源阻抗將藉由驅動器輸送至換能器之電功率計算成儲存於換能器校準資訊中之負載阻抗且將組合系統視為分壓器網路。

在各種實施例中，一種用以量測換能器阻抗之方法：使用一或多個已知參考阻抗來校準驅動器；在一或多個頻率及一或多個振幅下量測換能器阻抗；使所量測換能器擬合諧振電路以便計算換能器參數，諸如鉗位電容、耦合係數及輻射電阻；使用特徵界定以判定換能器壽命、操作可接受性以及所需振幅及相位。

在一個實施例中，換能器與預期治療區之間的距離固定。在一個實施例中，將療法射束暫時移動至未治療區以使用差分法判定自治療區之反向散射的量。

在各種實施例中，一種超音波治療系統包括：超音波探頭，其包含經調適以將超音波療法應用於組織之超音波療法換能器；及電功率系統，其被配置以將電功率提供至超音波療法換能器，該電功率系統包含功率放大器裝置及電路；其中該功率放大器裝置包含至少一個III-V族半導體功率電晶體，該半導體功率電晶體被配置以在介於200 kHz與20 MHz之間的範圍內之射頻（RF）下以至少75%之效率操作。

在一個實施例中，至少一個III-V族半導體功率電晶體係選自由以下各者組成之群組：GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及AlGaN。在一個實施例中，至少一個III-V族半導體功率電晶體為氮化鎵。在一個實施例中，至少一個III-V族半導體功率電晶體並非GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及AlGaN中之一者。在一個實施例中，該功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含複數個III-V族半導體功率電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動複數個III-V族半導體功率電晶體，從而驅動壓電式超音波換能器。在一個實施例中，驅動該功率電晶體之信號係藉由比較正弦直接數位合成電路之輸出與DC電壓來產生。在一個實施例中，輸出功率在30 W至100 W之範圍內。在一個實施例中，輸出功率在5 W至50 W之範圍內。在一個實施例中，該電路包含以H橋組態而組態之四個功率電晶體。在一個實施例中，閘極驅動信號具有用以控制輸出信號中之諧波含量及功率的可變占空比。在一個實施例中，功率放大器轉換器以大於75%之效率將功率供應至射頻輸出信號功率。在一個實施例中，使用開關模式DC-DC轉換器調變至功率放大器之供應電壓，該轉換器將固定的高壓輸入減小為較低的供應電壓。在一個實施例中，該系統包括兩個或多於兩個功率放大器，其中單個功率放大器被配置以驅動高強度聚焦超音波換能器之單個壓電換能元件。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出。在一個實施例中，相位及頻率受直接數位合成器控制。在一個實施例中，該系統被配置以驅動具有在20歐姆至120歐姆之範圍內之阻抗及自+45度至-45度之相角的換能器。

在各種實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置包括：開關模式放大器設計，其包含至少一個III-V族半導體功率電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動至少一個III-V族半導體功率電晶體。

在各種實施例中，一種具有用於驅動高強度超音波換能器之複數個功率放大器的裝置包括：開關模式放大器設計，其包含複數個III-V族半導體功率電晶體；及電路，其被配置以產生數位波形以驅動複數個III-V族半導體功率電晶體，從而驅動壓電式超音波換能器。

在一個實施例中，III-V族半導體功率電晶體為氮化鎵場效電晶體。在一個實施例中，該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出，及/或該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出。

在各種實施例中，一種控制用於藉由超音波換能器輸送所要量之聚焦聲功率的超音波系統中之電功率的方法，該方法包括：提供電功率控制系統，其包含電路及控制系統查找表（LUT），該電路包含控制系統微處理器；提供包含換能器控制器、換能器微處理器及換能器LUT之超音波換能器；藉由換能器微處理器自換能器LUT判定輸送至負載之電功率的量，該量等於由超音波換能器輸送至組織之聲功率的所要量；藉由控制系統微處理器自控制系統LUT判定自電功率系統之功率放大器輸出的電信號之振幅，該電功率系統將輸送經輸送至負載之相等量的電功率；及設定輸出電信號輸出之所判定振幅的電功率系統之至少一個參數，其中該負載在20歐姆至120歐姆之範圍內。在一個實施例中，該負載為50歐姆。

在各種實施例中，一種超音波治療系統包括：超音波探頭，其包含外殼，該外殼含有經調適以將聲學超音波聚焦於與外殼相距某一深度之組織中之聚焦分區中的壓電式主動超音波療法換能器；電功率系統，其被配置以將電功率提供至超音波療法換能器，該電功率系統包含功率放大器；及電功率量測系統，其被配置以自來自功率放大器之輸出信號監測電輸出功率，其中電功率量測系統包含：電阻式電流感測電路，其被配置以監測自功率放大器輸出之電流；及電阻式電壓感測電路，其被配置以監測自功率放大器輸出之電壓，且其中該電功率量測系統被配置以在用於超音波療法換能器之橫跨至少兩個倍頻程之頻率範圍內監測來自功率放大器之電輸出功率。

在各種實施例中，一種用於量測高強度聚焦超音波系統中之驅動電路之射頻（RF）電流及電壓的系統包括：電流感測電阻器，其與負載串聯；分路電壓感測電阻器網路，其與負載並聯；及電功率輸出電壓及電流監測電路（IQ解調變器電路），其具有在相位及頻率上與驅動功率放大器之信號同步的本地振盪器時脈且被配置以將輸出信號解調變至低於超音波驅動頻率之載波頻率。

在一個實施例中，該量測系統被配置以在本地振盪器與功率放大器之間的不同相對相移下進行多次量測。在一個實施例中，該本地振盪器時脈係自獨立控制之直接數位合成器產生。在一個實施例中，相位量測之次數為六。在一個實施例中，該量測系統被配置以修改閘極驅動信號，以便達成輸出信號中之所要諧波含量。在一個實施例中，用於判定量測之次數的方法被配置以藉由評估通帶中最低頻率超過系統雜訊底限之諧波之數目來充分地量測諧波。

在各種實施例中，一種超音波治療系統具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。在各種實施例中，一種用於驅動高強度超音波換能器之功率放大器裝置具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。在各種實施例中，一種控制超音波系統中之電功率的方法具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。在各種實施例中，一種用於量測高強度聚焦超音波系統中之驅動電路之射頻（RF）電流及電壓的系統具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。在各種實施例中，一種用於校準高強度超音波換能器之方法具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。在各種實施例中，一種用於偵測高強度聚焦超音波換能器經由皮膚表面之聲耦合之品質的方法具有本說明書中所描述之特徵中之一或多者。

另外，適用領域將自本文中所提供的描述而變得顯而易見。應理解，描述及特定實例僅意欲用於說明之目的且並不意欲限制本文中所揭示之實施例之範圍。在一些實施例中，系統包含作為單個特徵（相較於多個特徵）存在之各種特徵。舉例而言，在替代實施例中提供多個特徵或組件。在各種實施例中，該系統包含以下各者，基本上由以下各者組成或由以下各者組成：本文中所揭示之任何特徵或組件的一個、兩個、三個或多個三個實施例。在一些實施例中，不包括一特徵或組件且可自特定技術方案中否定該特徵或組件，使得該系統不具有此特徵或組件。

以下描述闡述實施例之實例，且並不意欲限制本發明或其教示內容、應用或其用途。應理解，貫穿圖式，對應參考編號指示相同或對應部分及特徵。在本發明之各種實施例中指示的特定實例之描述意欲僅用於說明目的且並不意欲限制本文中所揭示之本發明的範圍。此外，具有所陳述特徵之多個實施例的敍述並不意欲排除具有額外特徵之其他實施例或併入所陳述特徵之不同組合的其他實施例。另外，在一個實施例中（諸如，在一個圖中）之特徵可與其他實施例之描述（及圖）組合。

本文中描述新穎且發明性之系統及方法的若干實施例，該些系統及方法提供對將功率、電壓、電流及射頻（RF）信號引導至一或多個基於聚焦能量之系統的高效控制。在各種實施例中，控制系統包含整合於一或多個印刷電路板總成上之電子裝置、子系統及/或總成。系統架構、電路系統、模型化、設計、實施方案及驗證係有關於對將高效功率、電壓及電流提供至直接超音波療法系統的改善。在各種實施例中，一種基於能量之系統包括經校準以高效地、有效地操作且彼此通信以提供所要治療效果之可互換組件（例如，控制台、手持件、換能器探測模組等）。超音波在相距超音波換能器特定距離處之高效、有效聚焦效能藉由減少可干擾最佳效能之偏差、誤差及諧波來改善。在一些實施例中，提供皮膚病學應用（包括例如美容及非美容皮膚病學應用）。在其他實施例中，提供非皮膚病學應用（諸如，矯形外科、神經學、心臟學等）。 超音波療法系統綜述

參考圖1A、圖1B及圖1C中之說明，超音波療法系統20之各種實施例包括手柄（例如，手持件） 100、模組（例如，換能器模組、匣盒、探頭） 200及控制器（例如，控制台） 300。在一些實施例中，推車301提供系統20之行動性及/或位置，且可包括車輪、用以在上面書寫或置放組件之表面及/或用以例如儲存或組織組件之隔室302（例如，抽屜、容器、擱架等）。在各種實施例中，控制器300可經調適及/或被配置以用於與手柄100及模組200以及整個超音波系統20功能性一起操作。在各種實施例中，多個控制器300、300'、300''等可經調適及/或被配置以用於與多個手柄100、100'、100''等及/或多個模組200、200'、200''等一起操作。在各種實施例中，控制器300可包括系統處理器及各種類比及/或數位控制邏輯，諸如以下各者中之一或多者：微控制器、微處理器、場可程式化閘陣列、電腦板及相關聯組件，包括韌體及控制軟體，其可能夠與使用者控制件及介接電路以及用於通信、顯示、介接、儲存、文件製作及其他有用功能之輸入/輸出電路及系統介接。在系統處理程序上運行之系統軟體可經調適及/或被配置以控制所有初始化、時序、位準設定、監測、安全監測及所有其他超音波系統功能，以實現使用者定義之治療目標。另外，控制器300可包括亦可合適地經調適及/或被配置以控制超音波系統20之操作的各種輸入/輸出模組，諸如開關、按鈕等。圖2為耦接至個體500之所關注區10（具有皮膚表面501、表皮層502、真皮層503、脂肪層505、淺表肌腱膜系統507（在下文中為「SMAS 507」）及肌肉層509）的超音波系統20之示意性說明。 超音波控制器綜述

如本文中所論述，在各種實施例中，控制器300可經調適及/或被配置以包括例如具有軟體之微處理器及輸入/輸出裝置、用於控制換能器之電子及/或機械掃描及/或多工及/或換能器模組之多工的系統及裝置、用於功率輸送之系統、用於監測之系統、用於感測探頭及/或換能器之空間位置及/或換能器模組之多工的系統，及/或用於處置使用者輸入及記錄治療效果之系統，連同其他系統。在各種實施例中，控制器300可被配置以提供射頻（RF）功率，以驅動一或多個超音波換能器。在各種實施例中，控制器300可包含RF療法（RFTH）模組，該模組包含被配置以在RF功率之所要範圍內及在可驅動一或多個超音波換能器之所要頻率範圍內產生RF功率的電子裝置及/或電子子系統。RFTH模組可包含印刷電路板（printed circuit board；PCB）總成，該總成包含用於輸送及監測驅動一或多個超音波換能器之RF信號的子系統。PCB總成可包含一或多個RF信號產生器、一或多個RF功率放大器、一或多個振盪器、一或多個溫度監測器、一或多個功率監測器、一或多個電源供應器、一或多個時序電路及/或被配置以在功率之所要範圍內及在頻率之所要範圍內產生RF信號的其他電子組件，可量測RF信號功率之系統及/或可預測將輸送至一或多個超音波換能器之RF功率的校準系統。

圖3說明RFTH模組之實施實施例的方塊圖，該模組包含被配置以在所要RF功率下及在所要頻率範圍內產生RF信號以驅動超音波換能器的驅動子系統3000。在一個實施例中，RFTH模組可包含八（8）個驅動子系統，該些驅動子系統被配置以在所要RF功率下及在所要頻率範圍內產生八（8）個RF信號以驅動八（8）個超音波換能器。在其他實施例中，RFTH模組之驅動子系統的數目可小於八個（例如，7個、6個、5個、4個、3個、2個、1個）或大於八個（例如，9個、10個、11個、12個、13個、15個、20個或多於20個）。

驅動子系統3000包含功率放大器（power amplifier；PA） 3001，該功率放大器產生在所要頻率及相位下且具有所要RF功率量的RF輸出信號。驅動子系統3000可進一步包含被配置以將功率供應至功率放大器3001之電源供應器系統3011。所產生之RF信號可被引導至板上50 Ω負載3003以用於診斷及校準，或引導至連接至手柄100及/或模組200之超音波換能器的輸出連接器3005。驅動子系統3000進一步包含監測自功率放大器至超音波換能器之電輸出功率的功率量測系統3007。功率量測系統3007可被配置以對輸出連接器3005上之複合電壓及流入輸出連接器中之電流進行取樣。在各種實施例中，IQ解調變器為電功率輸出電壓及電流監測電路。功率量測系統3007包含使用同步時脈將RF信號解調變至基頻之IQ解調變器。此可有助於對自輸出連接器3005輸出之RF功率之相位的即時高解析度監測，及/或有助於對向患者輸送之熱劑量的估計。

包含複數個驅動子系統3000之RFTH模組的一些實施例可被配置以將具有可控頻率及相位的鎖相驅動信號提供至複數個驅動子系統3000。舉例而言，包括三個4通道動態數位合成器（dynamic digital synthesizer；DDS）積體電路（integrated circuit；IC）之時脈分配電路3010可用以提供具有可控頻率及相位之鎖相驅動信號。三個DDS中之兩者可將驅動信號提供至複數個驅動子系統3000之功率放大器3001，而第三DDS將參考時脈信號提供至功率量測系統3007中之解調變器IC以用於同步解調變。

因為RFTH模組之正確操作對於患者安全性至關重要，所以RFTH模組可包括被配置以確保RFTH模組之正確操作的多種健康監測系統。舉例而言，RFTH模組可包含監測RFTH模組之各個部分處之溫度的一或多個溫度監測器3009。在RFTH模組之一個實施方案中，一或多個溫度監測器可被配置以監測RFTH模組周圍之三十二（32）個不同部位處的溫度。在各種實施例中，一或多個溫度監測器3009可被配置以自安置於RFTH模組之各個部位處之一或多個感測器接收溫度量測結果。RFTH模組可包含用以監測由電源供應器系統3011提供至功率放大器3001之電壓及/或電流的一或多個電源供應器監測器3013。在一些實施例中，RFTH模組可包含控制被供應至功率放大器3001之最大供應電流的控制電流限制（ICTRL）裝置3015。RFTH模組可包含被配置以確保各種繼電器（例如，繼電器3018）在被命令切換時切換的繼電器監測器3017。可提供監測器以監測不同低壓電源之電流及/或電壓，以及啟用/停用控制及放電電路。

RFTH模組可包含板模組控制器（Board Module Controller；BMC） 3019，該板模組控制器提供與系統即時控制器（real-time controller；RTC）之通信介面且自功率量測系統3007、板上健康監測系統及電源供應器監測系統接收資料。BMC 3019可被配置以在無論何時其偵測到來自健康監測系統之錯誤讀數時便產生故障。此等故障可被報告給RTC且記錄至板上EEPROM裝置。BMC 3019可經由JTAG標頭3021或藉由至RTC之JTAG介面程式化。

RFTH模組可被配置以經由PCIe連接器連接至控制器300之背板。功率放大器3001之控制可經由此PCIe連接器直接由RTC執行。RTC控制每一通道之振幅且經由DDS之控制而控制頻率及相位。板上之IC藉由降壓轉換器DC-DC電源及低壓差調節器供電，該些低壓差調節器由24VDC主電源供電。在各種實施例中，可包括分開的39 VDC電源以將功率提供至功率放大器。在各種實施例中，可分開地啟用及停用此分開的電源供應器。下文更詳細地描述RFTH模組之不同組件、電路及/或子系統之各種創新態樣。 功率放大器

本申請案所涵蓋之功率放大器的各種實施例可能夠在自1.0 MHz至12.0 MHz之頻率範圍內高效地提供高達100 W之RF功率。舉例而言，包括於RFTH模組中之功率放大器的各種實施例可被配置以在自1.0 MHz至12.0 MHz之頻率範圍內提供在以下範圍內之RF輸出功率：約1 W與約10 W之間，約5 W與約15 W之間，約10 W與約20 W之間，約25 W與約35 W之間，約30 W與約40 W之間，約35 W與約45 W之間，約40 W與約50 W之間，約45 W與約55 W之間，約50 W與約60 W之間，約55 W與約65 W之間，約60 W與約70 W之間，約65 W與約75 W之間，約70 W與約80 W之間，約75 W與約85 W之間，約80 W與約90 W之間，約85 W與約95 W之間，約90 W與約100 W之間，或由此等值中之任一者界定的任何範圍/子範圍中之任何RF輸出功率。在一些實施例中，功率放大器可被配置以提供大於約100 W之RF輸出功率。

包括於RFTH模組中之功率放大器3001的各種實施例可被配置用於在寬頻率調諧範圍內操作。舉例而言，功率放大器之各種實施例可被配置以在橫跨至少2個倍頻程之頻率範圍內提供高達100 W之RF輸出功率。舉例而言，功率放大器可被配置以在以下寬頻率範圍內提供在由介於約1 W與約100 W之間的值界定的任何範圍/子範圍中之RF輸出功率：約1.0 MHz與約5 MHz之間，約2.5 MHz（例如，2.0 MHz、2.2 MHz、2.4 MHz、2.6 MHz、2.8 MHz、3.0 MHz）與約7.5 MHz（例如，7.0 MHz、7.2 MHz、7.4 MHz、7.6 MHz、7.8 MHz、8.0 MHz）之間，約3.0 MHz（例如，2.5 MHz、2.7 MHz、2.9 MHz、3.1 MHz、3.3 MHz、3.5 MHz）與約9.0 MHz（例如，8.0 MHz、8.2 MHz、8.4 MHz、8.6 MHz、8.8 MHz、9.0 MHz）之間，約3.5 MHz與約10.5 MHz之間，約4.0 MHz與約8.0 MHz之間，約5.0 MHz與約10.0 MHz之間，約4.0 MHz與約12.0 MHz之間，約6.0 MHz與約12.0 MHz之間，或由此等頻率值中之任一者界定的任何頻率範圍/子範圍。在各種實施例中，功率放大器可被配置以在由介於約1.0 MHz與約12.0 MHz之間的值界定之頻率範圍/子範圍中的不同頻率下以至少75%之效率操作。

包括於RFTH模組中之功率放大器3001的各種實施例可被配置以藉由防止短路及開路條件來提供可靠操作。包括於RFTH模組中之功率放大器的各種實施例可經最佳化以驅動50 Ω負載。包括於RFTH模組中之功率放大器的各種實施例可被配置以驅動具有量值介於約20 Ω與約200 Ω之間的阻抗及介於約-60度與約60度之間的相位的負載。舉例而言，功率放大器之各種實施例可被配置以驅動具有在20 Ω與120 Ω之範圍內的阻抗介於+45度與-45度之間的相角的換能器。 半導體材料（例如，氮化鎵）場效電晶體

需要功率放大器3001在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的操作頻率之範圍內達成大於約75%之功率效率。因此，功率放大器3001之各種實施例可具有開關模式設計。開關模式放大器可分類為具有零電壓開關之諧振裝置（例如，E類）或不具有零電壓開關之裝置（例如，D類）。本申請案中所描述之被配置以在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的頻率範圍內操作的功率放大器3001之許多實施例使用非諧振開關模式放大器設計。開關模式放大器之一個實施方案包含開關電路及低通濾波器。開關模式放大器之輸出為方波。在通過低通濾波器之後，方波變得更接近正弦波，此係因為高於低通濾波器之截止頻率的諧波被移除。包含矽之大多數習知金屬氧化物半導體（metal-oxide-semiconductor；MOS）場效電晶體（FET）可能無法在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的所要操作頻率範圍內達成大於75%的功率效率。然而，包含諸如III-V族半導體材料（例如，藉由組合第III族元素（例如，AL、Ga、In）與第V族元素（例如，N、P、As、Sb）獲得之III-V族化合物半導體，諸如氮化鎵（GaN）、砷化鎵（GaAs）、銻化鎵（GaSb）、磷化銦（InP）、砷化銦（InAs）、銻化銦（InSb）、砷化銦鎵（InGaAs）、銻化鋁（AlSb）、砷化鋁鎵（AlGaAs）、氮化鋁鎵（AlGaN）等）之高效電晶體的電子裝置（例如，電晶體及/或FET）在給定操作電壓下具有比矽MOSFET之輸出電容低約一個數量級的輸出電容及切換時間。在若干實施例中，描述GaN電晶體，但在其他所涵蓋之實施例中，可使用GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及/或AlGaN電晶體中之任一者。在一個實施例中，僅使用一個半導體。因此，GaN FET能夠約在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的頻率範圍之間的頻率範圍內達成大於約75%之功率效率。GaN FET包含生長於矽晶圓上之薄GaN層。GaN FET可具有若干優點，包括但不限於（i）高介電強度，其可能歸因於GaN為寬帶隙半導體；（ii）高操作溫度，其可能歸因於GaN為寬帶隙半導體及/或具有高電位障壁；（iii）高電流密度，其可能歸因於高電子遷移率；（iv）高速切換，其可能歸因於高電場飽和速度及高電子遷移率；（v）相較於習知矽（Si）裝置之低接通電阻，其可能歸因於高電子遷移率；及（vi）相較於習知Si裝置之低輸出電容，其亦可能歸因於高電子遷移率。舉例而言，針對與矽FET相同的電流處置能力，由GaN製成之FET展現的輸入及輸出電容可降低約十（10）倍。此特徵可允許GaN FET相比矽FET在高得多的頻率下高效地操作。因此，GaN FET可能夠在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的所要操作頻率範圍內在開關模式RF放大器中達成大於約75%的功率效率。 傳輸線變壓器

GaN FET可具有低輸出阻抗（例如，小於100 mΩ）。包含GaN FET之RFTH模組被配置以驅動一或多個超音波換能器，該一或多個超音波換能器向RFTH模組呈現具有介於20 Ω與200 Ω之間的量值的阻抗（例如，50 Ω阻抗）。在RFTH模組之各種實施例中，傳輸線變壓器用以匹配GaN FET之輸入阻抗與由一或多個超音波換能器呈現之阻抗。圖4描繪可用以匹配GaN FET之阻抗與由一或多個超音波換能器呈現之阻抗的傳輸線變壓器之實施方案。展示於圖4中之傳輸線變壓器的實施方案為具有4:1阻抗比之Guanella型傳輸線。傳輸線變壓器包含在低阻抗側（例如，面向GaN FET裝置4005之側）並聯連接且在高阻抗側（例如，面向負載4003之側）串聯連接的一組共模抗流器4001a、4001b、4001c及4001d。共模抗流器4001a至4001d可包含捲繞於鐵芯上的導線。流出具有輸出電壓V_g 之功率放大器3001的正電流2I分支成流經共模抗流器4001d之電流I及流經共模抗流器4001b之電流I。共模抗流器被配置以僅允許差分信號通過。因此，共模抗流器4001b中之正電流在共模抗流器4001a中產生負電流-I，該負電流返回共模抗流器4001d中之電流。因為電流2I流入傳輸線變壓器之左側且電流I流經負載4003，所以根據能量守恆，負載4003上之電壓必須為2V_g 。此為Guanella傳輸線變壓器之基本操作原理。

描繪於圖4中之Guanella傳輸線變壓器的實施方案提供2:1匝比，其產生4:1阻抗比。可藉由添加在左側並聯且在右側串聯之更多共模抗流器來達成更高阻抗比。此外，不需要共模抗流器處於不同芯上。只要適當關注繞組方向以確保不會抵消來自不同繞組對的共模磁場，繞組便可皆捲繞於同一芯上。功率放大器3001之各種實施例包含Guanella傳輸線變壓器，其在單個Amidon FT-87A-43鐵芯上具有三（3）對繞組。三（3）對繞組可包含可有利地最少化或減少寄生之雙線繞組。另外，每一對雙線繞組可呈現大的共模阻抗及小的差動模式阻抗。Guanella傳輸線變壓器之此實施例可提供將50 Ω輸出阻抗變換成電晶體處之5.6 Ω阻抗的9:1阻抗比。藉由將標稱的50 Ω負載阻抗變換成面向GaN FET之側上的5.6 Ω，Guanella傳輸線變壓器之實施例可提供GaN FET相比可直接驅動50 Ω負載而可更高效地驅動的負載。此可能歸因於隨著電壓增加而經歷之輸出電容充電損失的二次增加。此外，藉由提昇輸出電壓，Guanella傳輸線變壓器之實施例可允許自低壓電源（例如，標稱地為39 VDC）產生超過200 Vpp之大輸出電壓。

此外，藉由提供平衡至不平衡轉換，Guanella傳輸線變壓器可允許使用平衡H橋驅動器以藉由接地參考信號驅動超音波換能器。平衡H橋設計提供驅動電壓之有效倍增且由於橋之左右對稱性，可自輸出波形消除偶次諧波。下文詳細地論述平衡H橋驅動器設計。 H橋驅動器

包含GaN FET之功率放大器3001的各種實施例可由H橋驅動器驅動。H橋設計拓樸說明於圖5A中。H橋藉由將負載5003置放於第一對FET 5001a及5001b與第二對FET 5001c及5001d之間的中點處來操作。橋上之在對角線上相對的FET（例如，5001a與5001d或5001b與5001c）被配置以切換至相同狀態。在第一切換組態中，FET 5001a及5001d被配置以處於閉合組態中，而FET 5001b及5001c被配置以處於斷開組態中，如圖3B中所展示。在第一切換組態中，電流自左至右驅動通過負載5003。在第二切換組態中，FET 5001b及5001c被配置以處於閉合組態中，而FET 5001a及5001d被配置以處於斷開組態中，如圖3C中所展示。在第二切換組態中，電流自右向左驅動通過負載5003。由於H橋設計之左右對稱性，信號之負向部分可具有與信號之正向部分實質上相同的形式。此性質可有利地抑制信號中之偶次諧波，僅留下奇次諧波。

H橋驅動器設計經最佳化以在介於約1.0 MHz至12.0 MHz之間的頻率範圍內達成大於約75%之平均功率效率。舉例而言，藉由包含GaN FET之功率放大器3001之各種實施例達成的平均功率效率在介於約1.0 MHz至12.0 MHz之間的頻率範圍內可大於約80%，大於約85%，大於約90%，大於約95%及/或小於約100%。最佳化之H橋設計可被配置以在介於約1.0 MHz至12.0 MHz之間的頻率範圍內達成大於約85%之峰值功率效率。舉例而言，藉由包含GaN FET之功率放大器3001之各種實施例達成的平均功率效率在介於約1.0 MHz至12.0 MHz之間的頻率範圍內可大於約90%，大於約95%及/或小於約100%。

本文中所描述之超音波療法系統20的功能要求為產生輸出信號，該輸出信號為瞬時窄頻帶但可在橫跨至少2個倍頻程（例如，橫跨至少3至4個倍頻程）之寬範圍內的任何頻率下操作。舉例而言，本文中所描述之超音波療法系統20可被配置在基本頻率f₀ 下產生輸出信號，該基本頻率具有在介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的頻率範圍內的值且具有輸出信號之頻寬（例如，3 dB頻寬）。在不依賴於任何特定理論的情況下，來自H橋驅動器之輸出為經濾波之方波，其包括在基本頻率f₀ 下之信號分量及在高次諧波下之分量。高次諧波可使自功率放大器3001輸出之RF信號失真及/或亦影響輸出RF信號之RF功率的量測準確度。另外，若一或多個超音波換能器由含有諧波之信號驅動，則聲發射亦可能含有諧波。因為組織中超音波吸收之頻率相依性，此可導致接近預期焦點之加熱，從而可能對患者造成危害。此外，超過30 MHz之頻率下的諧波可能會呈現產生超過由醫療設備之基本安全性及效能所規定之限制的輻射發射的風險。

因此，需要將自H橋驅動器輸出之信號中的高次諧波之振幅減小至低於臨限值。減小自H橋驅動器輸出之信號中的高次諧波之振幅的一種方法可包括提供低通濾波器以移除高次諧波。然而，提供濾除頻率f₀ 值較低（例如，介於1.0 MHz與約6.0 MHz之間）之高次諧波的低通濾波器可導致減小具有大於低通濾波器之截止頻率之基本頻率f₀ 的輸出RF信號之振幅。因此，為允許功率放大器3001在1.0 MHz至12.0 MHz之整個頻率範圍內的高效操作，低通濾波器之截止頻率應大於約12.0 MHz，諸如16.0 MHz。然而，具有大於約12.0 MHz之截止頻率的低通濾波器不能夠使頻率f₀ 值（例如，介於1.0 MHz與約6.0 MHz之間）較低之高次諧波的振幅衰減。因此，當功率放大器3001被配置以在具有介於約1.0 MHz與約6.0 MHz之間的值之基本頻率f₀ 下操作時，多個高次諧波可存在於通帶中。

如上文所論述，H橋設計使用反轉對稱之波形，其中波形之負部分看起來如同波形之正部分，以消除高偶次諧波（例如，在2f₀ 、4f₀ 、6f₀ 下之信號或其他高偶次諧波）。為了抑制高奇次諧波（例如，在3f₀ 、5f₀ 、7f₀ 下之信號或其他高奇次諧波），H橋設計使用唯一的驅動信號方案，其中選擇波形之正部分及波形之負部分的占空比以抑制高奇次諧波。圖6展示在波形之正部分及波形之負部分的占空比設定為0.3時由H橋產生的驅動信號。圖7展示高奇次諧波之振幅針對波形之正部分及波形之負部分的不同占空比的變化。自圖7注意到，基本功率隨占空比增加而增加，在50%之占空比處達到其峰值。因此，占空比可用以調變基本頻率下之輸出功率。自圖7進一步注意到，不同諧波在不同占空比值下達到其最小值。因此，若需要抑制特定諧波，則存在一或多個占空比值，對於該一或多個占空比值，彼諧波在很大程度上被抑制。此外，在0.333之占空比下，抑制了3次諧波及9次諧波兩者。此抑制係有用的，此係因為3次諧波為最低頻率非零諧波且且因此可能被低通濾波器抑制得最少。因此，選擇約0.3之占空比可有利地抑制驅動信號中之3次諧波。在不失任何一般性之情況下，將波形之正部分及負部分的占空比選擇為具有相同值以抑制偶次諧波。自圖7進一步注意到，最小的總諧波含量出現在0.386之占空比處。除控制自H橋輸出之波形之正部分及波形之負部分的占空比以抑制高奇次諧波以外，亦可提供具有大於或等於功率放大器之最大操作頻率的約80%之截止頻率的低通濾波器以抑制高奇次諧波。舉例而言，在被配置以在約12.0 MHz之最高頻率下操作的超音波療法系統之各種實施例中，具有大於或等於約12.0 MHz（例如，介於約10 MHz與約16.0 MHz之間）之截止頻率的低通濾波器可用以移除具有大於截止頻率之頻率的高奇次諧波。

考慮被配置以在約1.0 MHz至約12.0 MHz之頻率範圍內操作的超音波療法系統之實施方案。另外，考慮包括於超音波療法系統之此實施方案中的功率放大器中之GaN FET由H橋驅動器驅動，其中選擇波形之正部分及波形之負部分的占空比以抑制3次諧波（例如，約0.33之占空比）。進一步考慮功率放大器包含具有約16 MHz之截止頻率的低通濾波器（例如，具有0.1 dB漣波之5階契比雪夫（Chebyshev）濾波器）。圖8A至圖8D展示在2.0 MHz、4.0 MHz、7.0 MHz及12.0 MHz下自功率放大器之此實施方案輸出的信號。在圖8A至圖8D中，參考編號8001a、8003a、8005a及8007a係指在低通濾波器之前的輸出信號，且參考編號8001b、8003b、8005b及8007b係指在低通濾波器之後的輸出信號。應注意，圖8A中在低通濾波器之後的輸出信號自正弦形狀失真，其指示低通濾波器在2.0 MHz之頻率下允許一些高奇次諧波存在於通帶中。在4.0 MHz之頻率下，高奇次諧波之貢獻顯著減少，如自圖8B中在低通濾波器之後的近正弦信號輸出所指出。在7.0 MHz及12.0 MHz之頻率下，幾乎消除了高奇次諧波，如自低通濾波器之後的信號輸出之正弦性質所指出。

因此，被配置以驅動功率放大器3001之GaN FET的H橋驅動器之各種實施例被配置為以抑制3次諧波且使低通濾波器具有經設計以抑制具有大於約12.0 MHz之頻率之高奇次諧波之截止頻率的占空比操作。

H橋驅動信號係自藉由數位至類比轉換器（digital-to-analog converter；DAC）設定之DC信號與來自直接數位合成器（DDS）之平衡差分輸出級的一對異相正弦波信號之間的比較產生。圖9展示用以產生兩個驅動波形之比較器電路的簡化示意圖。在圖9中，電池9001表示DC電壓電源且變壓器9003提供平衡信號。

圖10以圖形方式展示繪製於同一繪圖上之H橋驅動信號，其中波形10001a描繪由同相正弦波產生之波形且10001b描繪由異相正弦波產生之波形。由波形10001a及10001b表示之兩個驅動信號延遲180度。

由圖9之電路表示的H橋設計之優點為其可提供藉由改變對應於來自電池9001之輸出的DC信號之值來調變閘極驅動占空比的便利機制。在RFTH模組中，此DC信號受12位元DAC控制，且可將占空比自0%調變至50%。如上文所論述，占空比之控制提供數個優點，包括但不限於調整基本頻率之功率位準及抑制高次諧波之振幅。另外，將閘極驅動占空比設定為0%或100%可提供防止在用於量測VSWR靈敏度之TCP期間切斷H橋FET的便利方法。另外，將閘極驅動占空比設定為0%或100%可提供在測試期間停用未使用之通道的機制。 保護電路

圖11A說明開關模式功率放大器3001之簡化電路圖，該開關模式功率放大器包含驅動1:9 Guanella傳輸線變壓器11003之平衡側之由四（4）個GaN FET 11001a、11001b、11001c及11001d形成的H橋。GaN FET可能由於其相對脆弱的閘極通道絕緣層及小範圍的擊穿電壓而容易受到感應尖峰的損害。因此，在H橋高壓側FET閘極11001c及11001d上包括並聯之5.6 V齊納（Zener）二極體11005及快速肖特基（Schottky）二極體11007的保護電路可確保臨限接通電壓V _GS 在正側不超過5.6 V且閘極在負側低於源極不超過0.3 V。此保護電路之實施方案展示於圖11B中。此保護電路可保護GaN FET免受感應尖峰影響，且可耐受超過20 A之短路浪湧（或放電）超過1 ms（例如，2 ms、5 ms、10 ms或多於10 ms）。舉例而言，肖特基二極體11007可確保在產生負V_GS 之感應尖峰的情況下，閘極電壓保持鉗位至源極電壓。在一些實施例中，在不存在肖特基二極體11007之情況下，超過8 A之電流浪湧（如可能在短路事件中遇到）可導致GaN FET失效。 振幅控制

功率放大器3001之各種實施例可包含壓控式降壓轉換器以提供振幅控制。壓控式降壓轉換器之實施方案展示於圖11C中。壓控式降壓轉換器亦可被稱作回饋控制式降壓轉換器。可藉由將電流注入至壓控式降壓轉換器之求和節點中來控制振幅，該求和節點對壓控式降壓轉換器之輸出施與逐步及/或低頻寬調變（例如，小於或等於約3 kHz）。在一個實施例中，所部署系統使用離散振幅改變。在一個實施例中，離散振幅改變對控制用於任何療法模式-成像模式情境之功率至關重要。將來自壓控式降壓轉換器之低頻寬調變輸出提供至H橋，其使自功率放大器輸出之RF功率具有低頻寬調變。在不失任何一般性之情況下，來自壓控式降壓轉換器之低低頻寬調變輸出可改變被提供至FET之驅動電壓，其可改變在高壓側FET接通時施加至負載的電壓。下文中進一步詳細描述此情形。

在一個實施例中，藉由改變在高壓側FET接通時被輸送至負載的在高壓側FET之汲極處供應的電壓來調變H橋輸出。在一個實施例中，藉由改變在高壓側FET關斷時被輸送至負載的在高壓側FET之汲極處供應的電壓來調變H橋輸出。在一些實施例中，此電壓產生為來自步降式DC-DC降壓轉換器之輸出，該降壓轉換器能夠高效地步降來自高壓電源之電壓。降壓轉換器之輸出電壓受開關事件之占空比及頻率控制。基本降壓轉換器電路之一些實施例包括回饋迴路，其中量測輸出且將其與臨限值進行比較。若輸出下降至低於臨限值，則降壓轉換器修改其開關行為以將更多功率輸送至負載。在使用降壓轉換器來設定輸出振幅之功率放大器的一些實施例中，藉由將電流注入回饋迴路之求和輸入中來控制降壓轉換器之輸出。隨著更多電流輸送至求和節點，降壓轉換器之輸出將提供更少電流，此導致輸出電壓下降。相反，隨著更少電流輸送至求和節點，降壓轉換器之輸出將提供更多電流，此導致輸出電壓上升。降壓轉換器之輸出處的電壓可上升直至求和節點處之電壓超過臨限值。 功率量測系統

如上文所論述，本文中所描述之RFTH模組的各種實施例包含功率量測系統3007，該功率量測系統被配置以監測自功率放大器3001輸出至一或多個超音波換能器之電功率。在各種實施例中，功率量測系統3007可被配置以量測自RFTH模組之不同驅動子系統3000中之功率放大器輸出的RF信號之功率。另外，功率量測系統3007亦可被配置以量測自不同驅動子系統3000之功率放大器3001輸出的RF信號之間的相對相位。

功率量測系統3007可實施為高密度印刷電路板（PCB）設計。PCB設計可被配置為具有小尺寸及/或低散熱。功率量測系統3007之各種實施例可被配置以量測輸送至廣泛範圍之負載阻抗Z的來自功率放大器3001之RF信號功率輸出，該負載阻抗具有介於20 Ω與200 Ω之間的量值|Z|及介於-60°與60°之間的相角∠Z。舉例而言，功率量測系統3007之各種實施例可被配置以量測輸送至廣泛範圍之負載阻抗Z的來自功率放大器3001之RF信號功率輸出，該負載阻抗具有介於20 Ω與120 Ω之間的量值|Z|及介於+45度與-45度之間的相位∠Z。功率量測系統3007之各種實施例可被配置為以約±0.5 dB之準確度量測自不同驅動子系統3000之功率放大器輸出的RF信號之功率。功率量測系統3007之各種實施例可被配置以甚至在高次諧波對RF信號功率存在顯著貢獻之情況下以約±0.5 dB之準確度量測自不同驅動子系統3000中之功率放大器輸出的RF信號之功率。功率量測系統3007之各種實施例可被配置以在寬頻率範圍內操作。舉例而言，功率量測系統3007可被配置以至少在與功率放大器3001相同的頻率範圍內操作。舉例而言，功率量測系統3007可被配置以在介於約1.0 MHz與約12.0 MHz之間的寬頻率範圍內操作。

功率量測系統3007之各種實施例可包含電阻式電流感測及電壓感測組件。舉例而言，功率量測系統3007之各種實施例可使用小信號變壓器進行共模抑制。相較於更常用於監測RF功率之磁性裝置（例如，RF方向耦合器、RF循環器及其他磁性裝置），使用電阻式電流感測及電壓感測組件可具有若干優點，包括但不限於較小電路尺寸，較低成本，較低散熱及/或改善之抗干擾性。

儘管在電阻式電流感測及電壓感測組件中，寄生電抗效應可為顯著的，但可校準及自量測移除大多數寄生電抗效應。功率量測系統3007可包含差動量測方案，其包含寬頻帶小信號RF變壓器，如圖12中所展示。差動量測方案可自信號移除大的共模分量，且可有利地隔離量測電路系統與電流感測電阻器12001。差動量測方案可抵抗由功率量測系統3007之組件與功率放大器3001之組件之間的電容性及磁性耦合引起的干擾。特定而言，自功率變壓器輻射之磁場以及PCB上之寄生互電容及電感可耦合至放大器輸入。此干擾為共模的且將在差動放大器之兩個輸入上產生幾乎相同的耦合。因此，使用差動放大器可有利地減除/移除差動放大器之兩個輸入處的共模耦合，同時增強差動電流或電壓信號。

功率量測系統3007包含外差式IQ解調變器（例如，來自類比裝置之解調變器AD8333）。在RFTH模組之各種實施例中，每一驅動子系統3000可包含外差式IQ解調變器，該解調變器被配置以接受自包括於彼驅動子系統3000中之功率放大器輸出的RF信號之一部分的經取樣電流及電壓波形。

圖13展示功率量測系統3007之實施方案。如圖13中所展示，來自功率放大器3001之輸出的部分由配置於區塊13003中所展示之差動量測方案中的電阻式電流感測及電壓感測組件量測。來自區塊13003中之電阻式電流感測及電壓感測組件的輸出經輸入至外差式IQ解調變器13000中。外差式IQ解調變器13000包含本地振盪器（local oscillator；LO）時脈13001；電流解調變器元件13005a及13005b；電壓解調變器元件13005c及13005d；濾波元件13007a、13007b、13007c及13007d；及類比至數位轉換器（analog to digital converter；ADC） 13009a、13009b、13009c及13009d。外差式IQ解調變器13000被配置以在任意頻率下操作。

外差式IQ解調變器13000可提供對自功率放大器3001輸出之RF信號的量值及相位量測。外差式IQ解調變器13000可被配置以在量測可能不受干擾之基頻下進行量測。外差式IQ解調變器13000可包含可潛在地降低成本、提高準確度且准許不同RF通道之多工的高位元深度及慢取樣速率ADC。IQ解調變器13000之低通濾波器可允許窄頻帶濾波，該窄頻帶濾波可獨立於可橫跨寬頻率範圍之RF信號的頻率。

圖14展示來自類比裝置之AD8333 IQ解調變器的方塊圖。IQ解調變器13000被配置以將經取樣電流及電壓波形降混至基頻，使得其可藉由高解析度類比至數位轉換器（例如，ADC 13009a至13009d）數位化。IQ解調變器可被配置為以相位敏感方式解調變輸入信號，使得RF信號相對於參考時脈之相位可如實地再生為分析信號之相位，該分析信號之實分量及虛分量為窄頻帶限制中之IQ解調變器的兩個輸出。

IQ解調變器13000為接受兩個輸入RF信號及來自本地振盪器（LO）時脈13001之輸入的雙通道裝置。為了解調變至基頻，LO 13001之頻率為RF信號之頻率的四（4）倍。舉例而言，若功率放大器3001在具有介於1.0 MHz與12.0 MHz之間的值之頻率f₀ 下運行，則LO 13001之頻率為4f₀ 。

IQ解調變器13000使用來自LO時脈13001之輸入以產生在f₀ 下運行之兩個內部LO時脈。第一內部時脈可被稱作I時脈，且第二內部時脈可被稱作Q時脈。在一個實施方案中，兩個內部LO時脈可藉由數位化LO時脈且使用其運行兩個四分頻邏輯電路而獲得，該些邏輯電路中之每一者在輸入LO時脈之每一第四上升邊緣上觸發，但其中Q時脈相對於I時脈延遲輸入LO時脈之一個循環。

圖15展示由解調變器13000之實施方案產生的兩個內部時脈。在圖15中，波形15001展示自功率放大器3001輸出之信號，波形15003展示LO時脈13001之輸出，波形15005展示I時脈且波形15007展示Q時脈。I時脈及Q時脈可用以解調變及重建構自功率放大器13000輸出之信號，如下文所論述。

解調變器藉由使I時脈及Q時脈控制放大RF信號之功率放大器3001是否反相而起作用。此操作等效於將自功率放大器3001輸出之RF信號乘以具有最大值1及最小值-1之方波，如圖16中所展示。

此操作產生兩個輸出信號，一者用於I時脈且另一者用於Q時脈。對於與I時脈同相之正弦信號，與I時脈混頻產生具有正均值之信號。另一方面，與Q時脈混頻產生具有均值零的信號。圖17展示正弦信號之I及Q解調變。在圖17中，信號17001為與I時脈混頻之正弦信號的輸出，且17003為與Q時脈混頻之正弦信號的輸出。

混頻信號之均值僅為其基頻值，且可藉由低通濾波提取。對於如同正弦波之窄頻帶信號的狀況，I及Q輸出為分析信號之實部及虛部，該分析信號之相位

為RF輸入信號與本地振盪器之間的相位差且其量值

與RF信號之振幅成比例。

IQ解調變器使用允許在存在高次諧波之情況下量測基本頻率分量之量值及相位的相移諧波消除方案。在相移諧波消除方案中，外差式LO時脈13001相對於自功率放大器3001輸出之RF信號經離散地相移，以產生一組LO相位相依IQ樣本。使用線性反轉將樣本經重建構成基本及諧波功率。下文中更詳細描述此情形。

如上文所論述，功率放大器3001被配置以在橫跨至少兩（2）個倍頻程之寬頻率範圍內操作。舉例而言，如上文所論述，功率放大器3001被配置以在約1.0 MHz至約12.0 MHz之寬頻率範圍內操作。為允許功率放大器3001之寬頻帶操作，低通濾波器可具有大於或等於約16 MHz之截止頻率。因此，較低操作頻率（例如，介於約1.0 MHz與約6 MHz之間的操作頻率）之高次諧波將處於低通濾波器之通帶中，且因此無法在不影響功率放大器3001之頻寬的情況下被濾除。作為此情形之實例，圖18A展示自功率放大器3001至在約1.0 MHz之操作頻率下操作之10至100歐姆（例如，25歐姆、50歐姆、75歐姆）負載中之輸出的示波器跡線，且圖18B展示自功率放大器3001至在約12.0 MHz之操作頻率下操作之50歐姆負載中的輸出之示波器跡線。跡線18001a及18001b展示分別在兩個操作頻率下的輸出波形。在12.0 MHz下，高於低通濾波器之截止頻率（例如，16 MHz）的所有高次諧波且因此輸出波形為純正弦波。然而，在1.0 MHz下，一些諧波在通帶中且因此波形為非正弦波。高次諧波之存在可能影響量測輸出RF信號之振幅及相位的準確度，如下文詳細論述。

因為存在諧波，所以來自功率放大器3001之輸出不能被視為窄頻。實情為，來自功率放大器3001之輸出係由具有以諧波n×ω₀ 為中心之頻率的若干窄頻帶之總和構成，其中n為整數且ω₀ 為基本頻率。

因此，功率放大器3001之輸出處的RF信號可描述為如由以下等式（1）給出的傅立葉分解：

其中An及Bn為信號之諧波中之每一者的同相及正交分量。

如下文將詳細論述，被配置以量測自功率放大器輸出之RF信號之振幅及相位的功率保證電路包含IQ解調變器。在不依賴於任何特定理論的情況下，IQ解調變器之作用可被視為將來自功率放大器3001之RF輸出乘以方波，其後接著進行低通濾波。方波包含在基本頻率下的信號分量及在基本頻率之諧波下的信號分量，且可描述為由以下等式（2）給出的傅立葉分解：

無論何時來自功率放大器3001之RF輸出與方波信號兩者均具有諧波分量，乘法便將諧波分量混頻至基頻，亦即，差頻將為0 Hz。圖19展示在通帶（經正規化至基本頻率1 MHz）之低頻端處的RF信號之快速傅立葉變換（FFT）的量值及方波之快速傅立葉變換（FFT）的量值。在圖19中，波形19001展示RF信號之FFT，且波形19003展示方波之FFT。自圖19注意到，存在RF信號之基本、五次及七次諧波。方波在所有奇次諧波處皆具有顯著分量。方波及RF信號兩者均具有FFT之非零量值的諧波將促成所量測之基頻信號。

功率保證電路之IQ解調變器可被視為具有I及Q本地振盪器。來自I及Q本地振盪器之輸出可被視為方波。因此，來自I及Q本地振盪器之輸出可經傅立葉分解，如在等式（3a）及（3b）中所呈現。

其中q(t)之等式係藉由使i(t)移位四分之一循環而獲得，亦即，在等式（3a）中用

替換t。

在混頻及低通濾波之後，I及Q本地振盪器與RF信號兩者中之諧波皆將促成I及Q基頻信號，如在等式（4a）至（4d）中所呈現。

因此，基頻信號不僅取決於在基本頻率下之傅立葉振幅，而且取決於RF信號中之所有非零奇次諧波。

因此，當存在諧波時，量測到之I及Q值可能無法返回正確的相位值或振幅。此外，因為諧波，量測到之信號振幅可取決於I及Q本地振盪器與RF信號之間的相位。此可引入可隨著波束成形延遲改變而改變的系統誤差。波束成形延遲可包含在不同通道之間引入的相位延遲，以便自多元件換能器獲得所要聚焦效應。舉例而言，與此效應相關聯之誤差對於電壓及電流之振幅可高達6%，且對於相位可為+/-3度。此可導致量測到之電壓及/或相位顯著不準確。

舉例而言，降低來自功率放大器3001之輸出RF信號的所量測電壓及/或相位之不準確度的一種方法包括校正在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分的振幅及相位，以移除諧波的影響。藉由在I及Q時脈相對於在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分的多個相移下獲取I及Q資料，校正在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分的振幅及相位。收集在N個不同相位偏移下量測之I及Q資料足以消除前N個諧波之貢獻，但更多量測可用於在存在雜訊之情況下獲得諧波之較佳估計。在許多實施例中，若量測到六（6）個不同的相位偏移，則諧波之影響可降低至低於系統雜訊底限之位準。

因此，減少諧波之影響的一種方法包括針對相對於在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分在0°、15°、30°、45°、60°及75°下的內部I及Q時脈相位而量測I及Q資料。在一些實施例中，包括於功率保證電路3007中之輸入本地振盪器（LO）時脈可具有為內部時脈之四（4）倍的頻率。因此，輸入LO時脈之相位可為I及Q時脈相位之四倍。舉例而言，當相對於在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分，I及Q時脈相位為0°、15°、30°、45°、60°及75°時，輸入LO時脈之相位相對於在功率保證電路3007處接收之自功率放大器3001輸出的RF信號之部分可為0°、60°、120°、180°、240°及300°。

圖20說明用以根據上文所論述之方法解調變非正弦驅動信號的I及Q時脈之六（6）個相移集合。在混頻之後，解調變器輸出可用以重建構自功率放大器3001輸出之RF信號的十二（12）個信號，如圖21中所展示。

在此等不同相位下之所量測I及Q值與在每一諧波下之信號的正確傅立葉振幅之間的關係為線性的，且因此RF輸入信號之傅立葉振幅可經由矩陣乘法自六個相位下之所量測I及Q樣本獲得。

由於I及Q為正交分量，因此若在以15°步長均等地分佈在介於0°與75°之間的範圍中之一組6個相位（例如，0°、15°、30°、45°、60°、75°）下獲取I樣本，則Q樣本將自I樣本相移90°。舉例而言，Q樣本將處於90°、105°、120°、135°、150°、165°。

利用信號之反轉對稱性，自功率放大器3001輸出之信號可由以下等式（5）描述。

其中T₀ = 1/f₀ 為週期。信號之整個週期可依據I及Q相移信號表達為：

其中I_n 為在n°相移下之I樣本，且Q_n 為在n°相移下之Q樣本。應注意，由於反轉對稱性，Q₁₈₀ 等於Q₀ 。

因此，橫跨0°至180°之範圍的六（6）個相位足以重建構自功率放大器3001輸出之RF信號。

根據反轉對稱性，僅奇數傅立葉分量將為非零的。因此，一次、三次、五次、七次、九次及十一次諧波將為非零的。因此，為了重建構自功率放大器3001輸出之RF信號，計算用於非零奇次諧波的離散傅立葉變換（DFT）係數。在重建構自功率放大器3001輸出之RF信號的一種方法中，使用下文所呈現之等式（6）判定矩陣

，該矩陣將十二（12）個所量測之I及Q樣本值映射至自功率放大器3001輸出之RF信號的DFT之實部及虛部。

在等式（6）中，其中A_n 為n次諧波之複數傅立葉係數。

矩陣

之元素可藉由針對每一相位值應用等式（3a）及（3b）而獲得。因此，可自以下等式（7a）及（7b）獲得矩陣

之元素：

其中索引k具有值1、3、5、7、9及11，且其中m為具有值0、1、2、3、4、5、6、7、8、9、10及11之相位索引。因此，可如以下等式（8）中所呈現而重寫全矩陣等式（6）：

在許多實施例中，可預先計算矩陣

且將其硬寫碼至板模組控制器（BMC） 3019中，此係因為該矩陣僅取決於選定相位及諧波階次。

一旦獲得傅立葉分量A_n ，便可根據以下等式（9）使用該些分量重建構波形：

圖22A至圖22C展示由功率保證電路藉由減少本文中所描述之高次諧波之貢獻來在三個不同頻率下重建構自功率放大器3001輸出之RF信號的實例。圖22A展示在1.0 MHz之頻率下的RF信號之重建構。圖22B展示在2.0 MHz之頻率下的RF信號之重建構。圖22C展示在3.0 MHz之頻率下的RF信號之重建構。參看圖22A，波形22001a為使用等式（9）重建構之波形，且波形22003a為量測輸入至解調變器之信號的差動示波器探頭之輸出。參看圖22B，波形22001b為使用等式（9）重建構之波形，且波形22003b為量測輸入至解調變器之信號的差動示波器探頭之輸出。參看圖22C，波形22001c為使用等式（9）重建構之波形，且波形22003c為量測輸入至解調變器之信號的差動示波器探頭之輸出。自圖22A至圖22C注意到，經重建構之波形緊密地匹配所量測之波形。

由功率保證電路使用以重建構自功率放大器3001輸出之RF信號的多相移方法的上述實施例可降低對LO時脈要求之操作頻率的要求。在習知方法中，使用傳統方法之LO時脈的操作頻率將在對應於二次、三次、四次、五次、六次或其他高次諧波頻率之頻率下操作。在此類習知方法中，接著將用於解調變器之時脈頻率設定為LO時脈操作之諧波頻率的約四（4）倍。此設定可增加電路複雜度、雜訊及/或成本。本文中所描述之多相移方法可應用於高次諧波頻率，而不增加LO時脈頻率之操作頻率及/或不對電子硬體進行任何其他改變。 由功率量測系統獲得之量測結果之誤差的校正

在各種實施例中，輸送至超音波換能器200之RF功率可能不同於如由功率量測系統3007量測之自功率放大器3001輸出的RF功率。輸送至超音波換能器200之RF功率與由功率量測系統3007量測之RF輸出功率之間的差可能歸因於以下各者中之一或多者：（i）由於RFTH模組之電路板上之寄生電抗的誤差；（ii）由於功率量測系統3007中所使用之電流及電壓感測電阻器中之寄生電抗的誤差；（iii）與功率量測系統3007及/或功率放大器3001之IQ解調變器中之標稱增益的偏差；（iv）用於功率量測系統3007中之變壓器中的插入損耗；（v）連接RFTH模組與超音波換能器之纜線中的不合需要的阻抗變換效應；及/或（vi）IQ解調變器中之電壓及電流量測之間的相位誤差。圖23A說明可能導致輸送至超音波換能器200之RF功率與由功率量測系統3007量測之RF輸出功率之間的差之不同誤差源。在圖23A中，與IQ解調變器及放大器中之標稱增益的偏差展示於區塊23001中，由於電流感測電阻器及電壓感測組件以及PCB中之寄生電抗的誤差展示於區塊23003及23005中，且由於不合需要的纜線效應之誤差展示於區塊23007中。不同誤差源可藉由如圖23B中所展示安置於功率放大器3001與超音波換能器200之間的等效雙埠網路23009而模型化。

為減小輸送至超音波換能器200之RF功率與由功率量測系統3007量測之RF輸出功率之間的差，功率量測系統3007可包括自校準雙埠網路補償模組24001，如圖24中所展示，該自校準雙埠網路補償模組捕獲上文所論述之誤差的不同源，該誤差導致輸送至超音波換能器200之RF功率與由功率量測系統3007量測之RF輸出功率之間的差。

為校正各種誤差，使用以下方法獲得雙埠網路補償模組24001之雙埠網路參數。RF信號被輸送至在阻抗範圍內之一組N個已知負載阻抗Z_L,N ，該些阻抗具有介於20 Ω與200 Ω之間的量值|Z|及介於-60°與60°之間的相位∠Z。N個已知負載阻抗附接至雙埠網路之埠2，且功率量測系統3007附接至雙埠網路之埠1。在埠2處量測每一負載Z_L,N 上之電壓V_2,N （例如，使用示波器），同時在埠1處由功率量測系統3007量測電壓V_1,N 及電流I_1,N 。對於N個已知負載中之每一者，執行最小平方擬合以自在埠1處由功率量測系統量測之電壓V_1,N 及電流I_1,N 以及每一負載Z_L,N 上之電壓V_2,N 及由V_2,N 與Z_L,N 之比率給出的對應電流I_2,N 的值獲得雙埠網路參數。進行一系列數學運算以判定最小化由功率量測系統3007獲得之量測結果與已知阻抗上之所量測電壓之間的差異的一組估計的複數值雙埠網路參數。

當藉由橫跨預期操作阻抗範圍之一組N個已知負載而獲得雙埠網路參數時，雙埠網路參數之所得值可為穩固的且預測不處於用以獲得估計之該組N個阻抗中的阻抗。由於雙埠網路參數可為頻率相依量，因此在將應用校正之每一頻率下執行計算。若在頻率上對電壓及阻抗之量測密集地進行取樣，則可應用雙埠網路參數之線性內插以在所取樣頻率之間的頻率下獲得值之準確估計。舉例而言，在橫跨1.0 MHz至12.0 MHz之操作頻率範圍的介於32與256之間的數目個頻率下進行量測可提供適合於準確線性內插之平滑函數。在各種實施例中，RFTH模組可包含可儲存雙埠網路參數之校準EEPROM積體電路（IC）。所儲存之雙埠網路參數可用以校正由功率量測系統3007獲得之量測結果，以減小輸送至超音波換能器200之RF功率與由功率量測系統3007量測之RF輸出功率之間的差。在各種實施例中，複數（N）個經校準阻抗Z_L 可大於或等於4。 用於預測由超音波換能器輸送之輸出功率的系統及方法

在各種實施例中，預測在放大器接通之前將輸送多少聲功率可為有利的。在功率放大器並不專用於特定換能器之系統中，可能難以預測在放大器接通之前將輸送多少聲功率。舉例而言，在療法系統之許多實施例中，不同功率放大器可與不同換能器互換地使用。另外，在療法系統之許多實施例中，可能需要比驅動子系統更頻繁地替換換能器。在此等實施例中，在替換及/或升級不同換能器時，功率放大器可用以驅動該些換能器。

因此，用於預測輸出功率之系統及方法的一些期望要求可包括（i）誤差小於0.3 dB之所輸送電功率的預測；（ii）任何換能器可與任何功率放大器配對且由換能器輸送之功率在所命令功率之誤差邊限內；及（iii）對於廣泛範圍之換能器阻抗，由換能器輸送之功率在所命令功率之誤差邊限內

在用於預測功率之各種系統及方法中，可由換能器及功率放大器儲存分開的校準量測結果。基於儲存於功率放大器及超音波換能器中之校準量測結果，可選擇由功率放大器輸出之RF功率從而以所要輸出功率輸出RF信號，該信號在被提供至超音波換能器時將輸送所要聲能。本申請案涵蓋兩種不同的預測方法。第一種方法假設功率放大器輸出阻抗之變化較小。第二種方法無需假設，但需要更複雜的校準步驟 實施例方法1

在第一種方法中，超音波換能器被配置以存取第一查找表（LUT），該第一查找表儲存由超音波換能器輸出之聲功率與在相同振幅設定下輸送至50 Ω負載中之電功率之間的對應關係。第一LUT可在具有參考功率放大器之超音波換能器的工廠校準期間產生。第一LUT可儲存於超音波換能器中。

RFTH模組之驅動子系統3000中的功率放大器可存取第二LUT，該第二LUT儲存自功率放大器輸出之RF信號的振幅與在功率放大器之工廠校準期間獲得的50 Ω負載之功率之間的對應關係。第二LUT可儲存於功率放大器、驅動子系統3000或RFTH模組中。 實施例方法2

在第二種方法中，在超音波換能器之工廠校準期間產生第一查找表（LUT），該第一查找表包括阻抗與電聲轉換效率之間的對應關係。第一LUT可儲存於超音波換能器中。

產生第二LUT，其包括依據振幅設定而變化的功率放大器輸出阻抗及戴維寧等效源電壓。第二LUT可儲存於功率放大器、驅動子系統3000或RFTH模組中。

電子處理系統可被配置以計算產生所要聲功率將需要的換能器負載阻抗之電功率。電子處理系統可經進一步組態以計算用於將輸出產生所要聲功率之電功率的功率放大器之振幅設定。 功率校準及保證系統

用於HIFU之換能器常常展現其諧振頻率的容限。舉例而言，關於大量所製造換能器之諧振頻率的容限可為+/7%。換能器諧振頻率亦可隨換能器壽命及溫度而改變。為了確保換能器在其諧振頻率下被驅動，驅動信號之頻率可掃過含有諧振頻率之頻率範圍，同時量測換能器反射的功率或阻抗。藉由找到減小/最小化阻抗相位與零之偏差，減小/最小化或增加/最大化阻抗振幅，減小/最小化電壓駐波比，減小/最小化反射功率或最小化反射係數的頻率，可判定與中心頻率之接近性。在各種實施例中，可將頻率掃掠之範圍設定為在標稱諧振頻率周圍+/-100 KHz，同時監測在每一頻率下之電壓駐波比且選擇電壓駐波比最低或最小之頻率。

因為在固定頻率下觀察到之換能器阻抗可隨著由於例如老化及/或溫度引起之諧振頻率改變而改變，所以能夠動態地調整功率以補償此等改變為有益的。在一些實施例中，功率保證量測可用以量測輸送至換能器之電功率，比較該電功率與所要電功率，且調整驅動器振幅或驅動頻率以便減小所量測功率與所要功率之間的誤差。

在一些實施例中，功率保證系統可用以量測負載阻抗。對位於功率保證系統與換能器之間的其他系統組件之阻抗的先驗瞭解可用以經由表示系統之雙埠網路變換功率保證量測，從而判定向換能器觀察到的阻抗。在一些實施例中，以此方式獲得的換能器阻抗可用以判定自換能器達成所要聲功率所需的電功率。在一些實施例中，在療法輸送期間獲得之換能器阻抗的量測可用以調整驅動振幅，以便達成輸送至換能器之所要電功率且因此達成自換能器輸出之所要聲功率。

HIFU之治療功效可取決於換能器與所治療組織之間具有透聲耦合。通常，此耦合可藉由使用置放於換能器與皮膚之間的凝膠來達成。然而，換能器不當地位於凝膠中或凝膠中之氣泡中可使耦合不良。因此，需要在起始療法輸送之前量測耦合品質，且在整個治療期間監測耦合品質。良好耦合的組織之特性為組織與耦合介質之間的界面將產生較小的超音波能量反射率。舉例而言，良好耦合的超音波換能器將在組織凝膠界面處反射小於5%的入射功率。

在一些實施例中，在療法輸送期間藉由監測反射超音波能量之位準來監測耦合品質。為了提供關於耦合中之破壞部位的軸向解析度，用以觀測反射能量之超音波本質上可為脈衝式而非連續的。使用脈衝式波形允許量測換能器至反射表面的距離。在一些實施例中，療法換能器可在脈衝回波模式中用作感測器以偵測耦合之反射。在其他實施例中，療法換能器可用以激發耦合材料且輔助換能器可用以量測反射信號。在一些實施例中，來自功率輸送路徑中之參考表面的反射可用作振幅參考，且來自耦合表面之反射與其進行比較以判定耦合是否為可接受的。在一些實施例中，系統可停止輸送療法直至反射功率低於可接受臨限值。

在一些實施例中，校準功率保證系統可用以量測換能器之阻抗。所量測阻抗擬合換能器阻抗之模型。在一些實施例中，換能器阻抗之模型可為電路模型，比如Butterworth-van Dyke模型。在一些實施例中，換能器阻抗之模型可為傳輸線模型，比如Krimholtz、Leedom及Matthaei（KLM）模型。在一些實施例中，換能器阻抗之模型可包含鉗位電容、耦合係數及輻射電阻作為參數。在一些實施例中，模型參數之改變可指示換能器特性由於老化引起之改變。因此，模型參數之改變可用以追蹤換能器隨時間之老化或溫度。在一些實施例中，模型參數可用作可接受性準則。在一些實施例中，模型參數之改變可用以估計獲得所要聲功率所需之驅動功率。 額外系統綜述

在一些實施例中，控制台300包含通信系統（例如，wifi、藍芽、數據機等以與另一方、製造商、供應商、服務提供者、網際網路及/或雲端通信。在一些實施例中，推車301具有電源供應器，諸如至電池之電源連接件及/或用以將電源、通信（例如，乙太網路）連接至系統20之一或多根線。在一些實施例中，系統20包含推車301。在一些實施例中，系統20不包含推車301。手柄100可藉由介面130耦接至控制器300，該介面可為有線或無線介面。介面130可藉由連接器145耦接至手柄100。介面130之遠端可連接至電路345（圖中未示）上之控制器連接器。在一個實施例中，介面130可將可控制功率自控制器300傳輸至手柄100。在一實施例中，系統20具有用於皮下結構之超清高清晰度（high definition；HD）可視化的多個成像通道（例如，8個通道）以改善成像。在一實施例中，系統20多個療法通道（例如，8個通道）及在增加速度（例如，增加25%、40%、50%、60%、75%、100%或多於100%）的同時使治療準確度加倍之精確線性驅動馬達。此等特徵一起建立行業中最通用系統平台中之一者且為前所未有的未來可能性提供了基礎。

控制器300可包括至可包括觸控螢幕監視器及圖形使用者介面（Graphic User Interface；GUI）之一或多個互動式圖形顯示器310的連接性，其允許使用者與超音波系統20互動。在一個實施例中，第二個更小、更具行動性的顯示器允許使用者更容易地定位及查看治療螢幕。在一個實施例中，第二顯示器允許系統使用者查看治療螢幕（例如，在牆上，在行動裝置、大螢幕、遠端螢幕上）。在一個實施例中，圖形顯示器310包括觸控螢幕介面315（圖中未示）。在各種實施例中，顯示器310設定及顯示操作條件，包括設備啟動狀態、治療參數、系統訊息及提示以及超音波影像。在各種實施例中，控制器300可經調適及/或被配置以包括例如具有軟體之微處理器及輸入/輸出裝置、用於控制換能器之電子及/或機械掃描及/或多工及/或換能器模組之多工的系統及裝置、用於功率輸送之系統、用於監測之系統、用於感測探頭及/或換能器之空間位置及/或換能器模組之多工的系統，及/或用於處置使用者輸入及記錄治療效果之系統，連同其他系統。

在一個實施例中，手柄100包括一或多個手指啟動式控制器或開關，諸如150及160。在各種實施例中，一或多個熱治療控制器160（例如，開關、按鈕）啟動及/或停止治療。在各種實施例中，一或多個成像控制器150（例如，開關、按鈕）啟動及/或停止成像。在一個實施例中，手柄100可包括抽取式模組200。在其他實施例中，模組200可為非抽取式的。在各種實施例中，模組200可使用閂鎖或耦接器140機械耦接至手柄100。在各種實施例中，一介面導引件235或多個介面導引件235可用於輔助模組200耦接至手柄100。模組200可包括一或多個超音波換能器280。在一些實施例中，超音波換能器280包括一或多個超音波元件。模組200可包括一或多個超音波元件。手柄100可包括僅成像模組、僅治療模組、成像及治療模組，以及其類似者。在各種實施例中，超音波換能器280可在模組200內在一或多個方向290上移動。換能器280連接至運動機構400。在各種實施例中，運動機構包含零個、一個或多個軸承、軸、桿、螺桿、導螺桿401、編碼器402（例如，用以量測換能器280之位置的光學編碼器）、馬達403（例如，步進馬達），以幫助確保換能器280在模組200內之準確且可重複的移動。在各種實施例中，模組200可包括可經由透聲構件230發射能量的換能器280。在一個實施例中，控制模組300可經由介面130耦接至手柄100，且圖形使用者介面310可經調適及/或被配置以用於控制模組200。在一個實施例中，控制模組300可將功率提供至手柄100。在一個實施例中，手柄100可包括電源。在一個實施例中，開關150可經調適及/或被配置以用於控制組織成像功能，且開關160可經調適及/或被配置以用於控制組織治療功能。在各種實施例中，藉由模組200經由控制系統300對換能器280之控制操作，提供所發射能量50以合適的聚焦深度、分佈、時序及能量位準進行輸送，從而藉由熱凝分區550達成所要治療效果。

在一個實施例中，模組200可耦接至手柄100。模組200可發射及接收能量，諸如超音波能量。模組200可以電子方式耦接至手柄100，且此耦接可包括與控制器300通信之介面。在一個實施例中，介面導引件235可經調適及/或被配置以提供模組200與手柄100之間的電子通信。模組200可包含各種探頭及/或換能器組態。舉例而言，模組200可經調適及/或被配置以用於組合的雙模式成像/療法換能器、耦接或共同容納的成像/療法換能器、分開的療法及成像探頭，以及其類似者。在一個實施例中，當模組200插入至手柄100中或連接至手柄時，控制器300自動地偵測其且更新互動式圖形顯示器310。

在一些實施例中，存取密鑰320（例如，安全USB驅動密鑰）可移除地連接至系統20以准許系統20起作用。在各種實施例中，存取密鑰經程式化為消費者特定的且伺服多個功能，包括系統安全性、對治療準則及功能性之國家/地區特定存取、軟體升級、支援日誌轉移及/或信用轉移及/或儲存。在各種實施例中，系統20具有網際網路及/或資料連接性。在一實施例中，連接性提供在系統20提供者與消費者之間轉移資料的方法。在各種實施例中，資料包括信用、軟體更新及支援日誌。基於使用者控制台如何連接至網際網路，將連接性劃分成不同模型實施例。在一個實施例中，斷開模型連接性包含與網際網路斷開的控制台，且消費者不能夠存取網際網路。信用轉移及軟體升級藉由將存取密鑰（例如，USB驅動機）運送至消費者來進行。在一個實施例中，半連接模型連接性包含與網際網路斷開的控制台，但消費者能夠存取網際網路。使用消費者之個人電腦、智慧型手機或其他計算裝置結合系統存取密鑰來進行信用轉移、軟體升級及支援日誌轉移以轉移資料。在一個實施例中，全連接模型連接性包含使用wifi、蜂巢式數據機、藍芽或其他協定無線地連接至網際網路的控制台。信用轉移、軟體升級及支援日誌轉移直接在控制台與雲端之間進行。在各種實施例中，系統20連接至線上入口以用於流線式庫存管理、按需治療購買及業務分析見解，以將消費者美學治療業務員推向下一層級。

圖2為耦接至所關注區10之超音波系統20的示意性說明。在各種實施例中，用超音波能量非侵入性地治療在皮膚表面下方或甚至在皮膚表面處的組織，諸如表皮、真皮、下皮、筋膜及淺表肌腱膜系統（「SMAS」）及/或肌肉。組織亦可包括血管及/或神經。超音波能量可聚焦、不聚焦或散焦，且施加至含有表皮、真皮、下皮、筋膜及SMAS中之至少一者的所關注區以達成治療效果。在各種實施例中，所關注區10之組織層可在個體之身體的任何部分處。在一個實施例中，組織層在個體之頭部及面部區中。所關注區10之組織的橫截面部分包括皮膚表面501、表皮層502、真皮層503、脂肪層505、淺表肌腱膜系統507（在下文中為「SMAS 507」）及肌肉層509。該組織亦可包括下皮504，其可包括在真皮層503下方之任何組織。此等層之組合總體上可被稱為皮下組織510。圖2中亦說明在表面501下方的治療分區525。在一個實施例中，表面501可為個體500之皮膚表面。儘管本文中可使用有關於組織層處之療法的實施例作為實例，但系統可應用於身體內之任何組織。在各種實施例中，系統及/或方法可用於面部、頸部、頭部、臂部、腿部或身體上或中之任何其他部位（包括體腔）的組織上（包括但不限於肌肉、筋膜、SMAS、真皮、表皮、脂肪、脂肪細胞、脂肪團，其可被稱作女性脂質營養不良（例如，非酒窩型女性脂質營養不良）、膠原蛋白、皮膚、血管。在各種實施例中，達成2%、5%、10%、15%、20%、25%、30%、40%、50%、75%、80%、90%、95%及其中之任何範圍之量的脂肪團（例如，非酒窩型女性脂質營養不良）減少。

參看圖2中之說明，超音波系統20之實施例包括手柄100、模組200及控制器300。在一個實施例中，模組200包括換能器280。超音波系統20之各種實施例的換能器280可經調適及/或被配置以在聚焦深度處對組織進行治療，該聚焦深度為換能器280與要治療之目標組織之間的距離。在各種實施例中，對於給定換能器280，該聚焦深度可為固定的。在一個實施例中，對於給定換能器280，聚焦深度為可變的。在一個實施例中，換能器280被配置以同時在皮膚表面下方多個深度（例如，1.5 mm、3.0 mm、4.5 mm或其他深度）處進行治療。

如上文所論述，模組200可包括可經由透聲構件230發射能量的換能器。在一個實施例中，換能器280可具有偏移距離，其為換能器280與透聲構件230之表面之間的距離。在一個實施例中，換能器280之聚焦深度為距換能器之固定距離。在一個實施例中，換能器280可具有自換能器至透聲構件230之固定偏移距離。在一個實施例中，透聲構件230經調適及/或組態於模組200或超音波系統20上用於接觸皮膚表面501的位置處。在各種實施例中，聚焦深度超過偏移距離某一量以對應於在位於皮膚表面501下方之組織深度處之目標區域處的治療。在各種實施例中，當超音波系統20置放成與皮膚表面501實體接觸時，組織深度為透聲構件230與目標區域之間的距離，量測為自接觸皮膚之手柄100或模組200表面之部分（具有或不具有聲耦合凝膠、介質等）的距離及自彼皮膚表面接觸點至目標區域之組織深度。在一個實施例中，聚焦深度可對應於偏移距離（如量測為至接觸耦合介質及/或皮膚501之透聲構件230的表面之距離）外加皮膚表面501下方至目標區之組織深度的總和。在各種實施例中，不使用透聲構件230。

耦合組件可包含各種物質、材料及/或裝置以促進換能器280或模組200至所關注區之耦合。舉例而言，耦合組件可包含經調適及/或被配置以用於超音波能量與信號之聲耦合的聲耦合系統。具有諸如歧管之可能連接件的聲耦合系統可用以將聲音耦合至所關注區中，提供液體或流體填充透鏡聚焦。耦合系統可經由使用一或多種耦合介質來促進此耦合，該些耦合介質包括空氣、氣體、水、液體、流體、凝膠、固體、非凝膠及/或其任何組合，或允許在換能器280與所關注區之間傳輸信號的任何其他介質。在一個實施例中，在換能器內部提供一或多種耦合介質。在一個實施例中，流體填充模組200在外殼內部含有一或多種耦合介質。在一個實施例中，流體填充模組200在可與超音波裝置之乾燥部分分開的密封外殼內部含有一或多種耦合介質。在各種實施例中，耦合介質用於以100%、99%或大於99%、98%或大於98%、95%或大於95%、90%或大於90%、80%或大於80%、75%或大於75%、60%或大於60%、50%或大於50%、40%或大於40%、30%或大於30%、25%或大於25%、20%或大於20%、10%或大於10%及/或5%或大於5%的傳輸效率在一或多個裝置與組織之間傳輸超音波能量。

在各種實施例中，換能器280可對任何合適組織深度處之所關注區進行成像及治療。在一個實施例中，換能器模組280可提供在約1 W或小於1 W、介於約1 W至約100 W之間及大於約100 W（例如，200 W、300 W、400 W、500 W）之範圍內的聲功率。在一個實施例中，換能器模組280可在約1 MHz或小於1 MHz、介於約1 MHz至約10 MHz之間（例如，3 MHz、4 MHz、4.5 MHz、7 MHz、10 MHz）及大於約10 MHz的頻率下提供聲功率。在一個實施例中，模組200具有用於在皮膚表面501下方約4.5 mm之組織深度處進行治療的聚焦深度。在一個實施例中，模組200具有用於在皮膚表面501下方約3 mm之組織深度處進行治療的聚焦深度。在一個實施例中，模組200具有用於在皮膚表面501下方約1.5 mm之組織深度處進行治療的聚焦深度。換能器280或模組200之一些非限制性實施例可經調適及/或被配置以用於在以下組織深度處輸送超音波能量：1.5 mm、3 mm、4.5 mm、6 mm、7 mm、小於3 mm、介於3 mm與4.5 mm之間、介於4.5 mm與6 mm之間、大於大於4.5 mm、大於6 mm等，及0至3 mm、0至4.5 mm、0至6 mm、0至25 mm、0至100 mm等以及其中之任何深度之範圍內的任何值。在一個實施例中，超音波系統20具備兩個或多於兩個換能器模組280。舉例而言，第一換能器模組可在第一組織深度（例如，約4.5 mm）處應用治療，且第二換能器模組可在第二組織深度（例如，約3 mm）處應用治療，且第三換能器模組可在第三組織深度（例如，約1.5至2 mm）處應用治療。在一個實施例中，至少一些或所有換能器模組可經調適及/或被配置以在實質上相同深度處應用治療。

在各種實施例中，改變超音波程序之焦點部位（例如，諸如具有組織深度）的數目可為有利的，此係因為即使換能器280之聚焦深度固定，仍准許在不同組織深度處對患者進行治療。此可提供協同效果且最大化單次治療療程之臨床結果。舉例而言，在單個表面區下方多個深度處之治療准許對總體積較大之組織進行治療，此導致增強之膠原蛋白形成及收緊。另外，在不同深度處進行治療影響不同類型的組織，藉此產生不同的臨床效果，其一起提供增強的整體美容效果。舉例而言，淺表治療可降低皺紋的可見度，而深層治療可導致形成更多膠原蛋白生長。同樣地，在相同或不同深度處之各種部位處進行治療可改善治療。

儘管在一些實施例中，在一個療程中於不同部位處對個體進行治療可為有利的，但在其他實施例中，隨時間之依序治療可為有益的。舉例而言，可在第一時間在同一表面區下方一個深度處對個體進行治療，在第二時間在第二深度處對個體進行治療，等等。在各種實施例中，該時間可為約數奈秒、微秒、毫秒、秒、分鐘、小時、天、週、月或其他時間段。由第一次治療產生之新膠原蛋白可能對後續治療更敏感，此可為一些適應症所需要的。替代地，在單個療程中，在同一表面區下方之多深度治療可為有利的，此係因為在一個深度處進行之治療可協同地增強或補充在另一深度處進行之治療（由於例如增強血流、刺激生長因子、激素刺激等）。在若干實施例中，不同換能器模組提供在不同深度處進行治療。在一個實施例中，可針對不同深度而調整或控制單個換能器模組。可結合單個模組系統使用最小化將選擇不正確深度之風險的安全特徵。

在若干實施例中，提供一種治療下面部及頸部區域（例如，頦下區域）之方法。在若干實施例中，提供一種治療（例如，軟化）頦唇溝（mentolabial fold）之方法。在其他實施例中，提供一種治療眼部區（例如，瞼袋、治療眶下鬆弛）之方法。藉由若干實施例，上眼瞼鬆弛改善以及眶周線及肌理改善將藉由在可變深度處進行治療來達成。藉由在單個治療療程中在不同部位處進行治療，可達成最佳的臨床效果（例如，軟化、收緊）。在若干實施例中，本文中所描述之治療方法為非侵入性美容程序。在一些實施例中，該些方法可結合諸如外科面部提拉或吸脂之侵入性程序而使用，其中需要皮膚收緊。在各種實施例中，該些方法可應用於身體之任何部分。

在一個實施例中，換能器模組200准許在皮膚表面處或下方之固定深度處進行治療序列。在一個實施例中，換能器模組准許在真皮層下方之一個、兩個或多於兩個可變或固定深度處進行治療序列。在若干實施例中，換能器模組包含移動機構，該移動機構經調適及/或被配置以在固定聚焦深度處引導對一連串個別熱損傷（在下文中為「熱凝點」或「TCP」）之超音波治療。在一個實施例中，個別TCP之序列具有在約0.01 mm至約25 mm之範圍內的治療間距（例如，1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、5 mm、10 mm、20 mm及其中的任何值範圍），其中該間距之抖動變化為1至50%（例如，1%、5%、10%、15%、20%、25%、30%、35%、40%、45%、50%及其中的任何範圍）。舉例而言，該間距可為1.1 mm或小於1.1 mm，1.5 mm或大於1.5 mm，介於約1.1 mm與約1.5 mm之間，等等。在一個實施例中，個別TCP為離散的。在一個實施例中，個別TCP為重疊的。在一個具體例中，移動機構經調適及/或被配置成經程式化以提供個別TCP之間可變間距。在一個實施例中，抖動可經調適及/或被配置以提供個別TCP之間的可變間距。在若干實施例中，換能器模組包含移動機構，該移動機構經調適及/或被配置以按一序列引導超音波治療，使得TCP形成為分開治療距離之線性或實質上線性的序列。舉例而言，換能器模組可經調適及/或被配置以沿著第一線性序列及與第一線性序列分開治療距離之第二線性序列而形成TCP。在一個實施例中，個別TCP之鄰近線性序列之間的治療距離在約0.01 mm至約25 mm之範圍內。在一個實施例中，個別TCP之鄰近線性序列之間的治療距離在約0.01 mm至約50 mm之範圍內。舉例而言，治療距離可為2 mm或小於2 mm，3 mm或大於3 mm，介於約2 mm與約3 mm之間，等等。在若干實施例中，換能器模組可包含一或多個移動機構400，該一或多個移動機構經調適及/或被配置以按一序列引導超音波治療，使得TCP形成為與其他線性序列分開治療距離之線性或實質上線性的個別熱損傷序列。在一個實施例中，在第一方向290（例如，推送）上應用治療。在一個實施例中，在與第一方向290相反之方向（例如，拉取）上應用治療。在一個實施例中，在第一方向290及與第一方向相反之方向（例如，推送及拉取）兩者上應用治療。在一個實施例中，分開線性或實質上線性之TCP序列的治療距離相同或實質上相同。在一個實施例中，對於線性TCP序列之各種鄰近對，分開線性或實質上線性之TCP序列的治療距離不同或實質上不同。

在一個實施例中，提供第一及第二抽取式換能器模組。在一個實施例中，第一及第二換能器模組中之每一者經調適及/或被配置以用於超音波成像及超音波治療兩者。在一個實施例中，換能器模組經調適及/或被配置以僅用於治療。在一個實施例中，成像換能器可附接至探頭之把手，或手柄。第一及第二換能器模組經調適及/或被配置以用於至手柄之可互換耦接。第一換能器模組經調適及/或被配置以將超音波療法應用於第一組織層，而第二換能器模組經調適及/或被配置以將超音波療法應用於第二組織層。第二組織層在與第一組織層不同的深度處。

在各種實施例中，藉由模組200經由控制系統300之控制操作，提供所發射能量以合適的聚焦深度、分佈、時序及能量位準進行輸送，以達成對受控熱損傷之所要治療效果，從而治療表皮層502、真皮層503、脂肪層505、SMAS層507、肌肉層509及/或下皮504中之至少一者。在各種實施例中，所發射能量可聚焦在對應於用於治療肌肉之深度的深度處。在各種實施例中，該深度可對應於任何組織、組織層、皮膚、表皮、真皮、下皮、脂肪、SMAS、肌肉、血管、神經或其他組織。在操作期間，亦可沿著表面501機械及/或電子地掃描模組200及/或換能器280，以治療擴展區域。在將超音波能量50輸送至表皮層502、真皮層503、下皮504、脂肪層505、SMAS層507及/或肌肉層509中之至少一者之前、期間及之後，可提供對治療區域及環繞結構之監測以規劃及評估結果及/或經由圖形介面310將回饋提供至控制器300及使用者。

在一個實施例中，超音波系統20產生被引導至表面501且聚焦於該表面下方之超音波能量。此控制及聚焦之超音波能量50產生熱凝點或分區（TCP） 550。在一個實施例中，超音波能量50在皮下組織510中產生空隙。在各種實施例中，所發射能量50之目標為表面501下方之組織，該能量在表面501下方指定聚焦深度處在組織部分10中切割、消融、凝固、微消融、操縱及/或產生TCP 550。在一個實施例中，在治療序列期間，換能器280可在由以指定間隔標記為290之箭頭表示的方向上移動，以產生一系列治療分區，該些治療分區中之每一者接收所發射能量50以產生一或多個TCP 550。在一個實施例中，TCP可正交於換能器280之運動方向而間隔開。在一些實施例中，間隔開之TCP的位向可設定為與箭頭290成0至180度之任何角度。在一些實施例中，間隔開之TCP的位向可基於換能器280上之極化區域的位向而設定為0至180度之任何角度。

在各種實施例中，換能器模組可包含一或多個換能元件。換能元件可包含壓電活性材料，諸如鋯鈦酸鉛（lead zirconante titanate；PZT），或任何其他壓電活性材料，諸如壓電陶瓷、晶體、塑膠及/或複合材料，以及鈮酸鋰、鈦酸鉛、鈦酸鋇及/或偏鈮酸鉛。在各種實施例中，除壓電活性材料以外或替代壓電活性材料，換能器模組可包含經調適及/或被配置以用於產生輻射及/或聲能之任何其他材料。在各種實施例中，換能器模組可經調適及/或被配置以在不同頻率及治療深度下操作。換能器性質可由外徑（「OD」）及焦距（F_L ）定義。在一個實施例中，換能器可經調適及/或被配置以具有OD=19 mm及F_L =15 mm。在其他實施例中，可使用其他合適的OD及F_L 值，諸如小於約19 mm、大於約19 mm等之OD及小於約15 mm、大於約15 mm等之F_L 。換能器模組可經調適及/或被配置以在不同的目標組織深度處施加超音波能量。如上文所描述，在若干實施例中，換能器模組包含移動機構，該些移動機構經調適及/或被配置以按個別TCP之線性或實質線性序列引導超音波治療，其中個別TCP之間具有治療間距。舉例而言，治療間距可為約1.1 mm、1.5 mm等。在若干實施例中，換能器模組可進一步包含移動機構，該些移動機構經調適及/或被配置以按一序列引導超音波治療，使得TCP形成為分開治療距離之線性或實質上線性的序列。舉例而言，換能器模組可經調適及/或被配置以沿著第一線性序列及與第一線性序列分開介於約2 mm與3 mm之間的治療距離之第二線性序列而形成TCP。在一個實施例中，使用者可在治療區域之表面上手動地移動換能器模組，使得產生TCP之鄰近線性序列。在一個實施例中，移動機構可在治療區域之表面上自動地移動換能器模組使得產生TCP之鄰近線性序列。

各種實施例係關於控制能量至目標區（諸如，組織）之輸送的裝置或方法。在各種實施例中，各種形式之能量可包括聲學、超音波、光、雷射、射頻（RF）、微波、電磁、輻射、熱、低溫、電子射束、基於光子、磁性、磁共振及/或其他能量形式。各種實施例係關於將超音波能量束分裂成多個射束之裝置或方法。在各種實施例中，裝置或方法可用以在諸如但不限於治療超音波、診斷超音波、超音波熔接、涉及將機械波耦合至物件之任何應用及其他程序的任何程序中更改超音波聲能之輸送。一般而言，在治療超音波之情況下，藉由使用聚焦技術自孔隙集中聲能來達成組織效果。在一些情況下，高強度聚焦超音波（HIFU）以此方式用於治療目的。在一個實施例中，藉由在特定深度處施加治療性超音波而產生的組織效果可被稱作熱凝點（TCP）的產生。在一些實施例中，分區可包括點。在一些實施例中，分區為線、平面、球形、橢圓形、立方形或其他一維、二維或三維形狀。其係經由在可非侵入性地或遠端地發生組織之熱及/或機械消融的特定位置處產生TCP。在一些實施例中，超音波治療不包括空蝕及/或衝擊波。在一些實施例中，超音波治療包括空蝕及/或衝擊波。

在一個實施例中，可按線性或實質上線性、彎曲或實質上彎曲的分區或序列產生TCP，其中每一個別TCP與相鄰TCP分開治療間距。在一個實施例中，可在治療區中產生TCP之多個序列。舉例而言，可沿著第一序列及與第一序列分開治療距離之第二序列形成TCP。儘管可經由以個別TCP之一個及多個序列產生個別TCP來投予治療性超音波之治療，但可能需要減少治療時間且降低患者所遭受之疼痛及/或不適的對應風險。可藉由同時、幾乎同時或依序形成多個TCP來減少療法時間。在一些實施例中，藉由產生多個TCP，治療時間可減少10%、20%、25%、30%、35%、40%、45%、50%、55%、60%、65%、70%、75%、80%或大於80%。

舉例而言，在一些非限制性實施例中，用於換能器之電源系統可被配置用於在以下組織深度處進行聚焦：0.5 mm、1.0 mm、1.5 mm、2 mm、3 mm、4.5 mm、6 mm、小於3 mm、介於0.5 mm與5 mm之間、介於1.5 mm與4.5 mm之間、大於大於4.5 mm、大於6 mm，及0.1 mm至3 mm、0.1 mm至4.5 mm、0.1 mm至25 mm、0.1 mm至100 mm及其中之任何深度（例如，6 mm、10 mm、13 mm、15 mm）之範圍內的任何值。在若干實施例中，在皮膚表面下方之深度處進行治療，且皮膚表面未受損害。實情為，在皮膚表面下方之深度處達成的治療效果導致皮膚表面之良好的美容外觀。在其他實施例中，用超音波對皮膚表面進行治療（例如，在小於0.5 mm之深度處）。

運動機構之一個益處為其可出於成像及/或療法目的而提供對超音波換能器之更高效、準確且精確的使用。相比固定在外殼中之空間中的多個換能器之習知固定陣列，此類型之運動機構的一個優點為固定陣列隔開固定距離。在一個實施例中，換能器模組被配置以提供在介於約1 W至約100 W之間的範圍內（例如，3至30 W、7至30 W、21至33 W）之超音波療法的聲功率及約1 MHz至約10 MHz之頻率，從而對組織加熱以引起凝固。在一個實施例中，換能器模組被配置以提供用於峰值或平均能量之在介於約1 W至約500 W之間的範圍內（例如，3至30 W、7至30 W、21至33 W、100 W、220 W或大於220 W）之超音波療法的聲功率及約1 MHz至約12 MHz之頻率，從而對組織加熱以引起凝固。在一些實施例中，輸送瞬時能量。在一些實施例中，輸送平均能量。在一個實施例中，該聲功率之範圍在約1 MHz至約12 MHz之頻率範圍內（例如，1 MHz、3 MHz、4 MHz、4.5 MHz、7 MHz、10 MHz、2至12 MHz）可為1 W至約100 W，或在約3 MHz至約8 MHz之頻率範圍內（例如，3 MHz、4 MHz、4.5 MHz、7 MHz）可為約10 W至約50 W。在一個實施例中，該聲功率之範圍在約1 MHz至約12 MHz之頻率範圍內（例如，1 MHz、4 MHz、7 MHz、10 MHz、2至12 MHz）可為1 W至約500 W，或在約3 MHz至約8 MHz或3 MHz至10 MHz之頻率範圍內可為約10 W至約220 W。在一個實施例中，聲功率及頻率為在約4.3 MHz下約40 W，及在約7.5 MHz（例如，7.0 MHz、7.2 MHz、7.4 MHz、7.6 MHz、7.8 MHz、8.0 MHz）下約30 W。由此聲功率產生之聲能可介於約0.01焦耳（「J」）至約10 J之間（例如，0.25 J、0.45 J、0.5 J、1.0 J、1.05 J、1.20 J、1.25 J、1.50 J、4 J、6 J、8 J、9 J）或約2 J至約5 J之間。由此聲學功率產生之聲能可介於約0.01 J至約60,000 J之間（例如，經由整體加熱、針對身體塑形、頦下脂肪、腹部及/或腰窩、臂部、大腿內側、大腿外側、臀部、腹部鬆弛、脂肪團）、約10 J或約2 J至約5 J之間。在一個實施例中，聲能在小於約3 J之範圍內（例如，0.25 J、0.45 J、0.5 J、1.0 J、1.5 J、1.20 J、1.25 J、1.50 J、2.0 J、2.5 J）。在各種實施例中，治療功率強度為10 kW/cm² 至100 kW/cm² 、15 kW/cm² 至70 kW/cm² 、10 kW/cm² 至15 kW/cm² 、15 kW/cm² 至20 kW/cm² 、17 kW/cm² 至40 kW/cm² 、15 kW/cm² 至50 kW/cm² 、20 kW/cm² 至40 kW/cm² 、15 kW/cm² 至35 kW/cm² 、15 kW/cm² 至25 kW/cm² 、25 kW/cm² 至70 kW/cm² 及/或40 kW/cm² 至80 kW/cm² 。

在本文中所描述之若干實施例中，該程序完全為美容行為而非醫療行為。舉例而言，在一個實施例中，本文中所描述之方法無需由醫生執行，而是在水療中心或其他美學機構處執行。在一些實施例中，一種系統可用於皮膚之非侵入性美容治療。在若干實施例中，提供經由運用單個超音波療法射束之熱路徑或藉由將超音波療法射束分裂至兩個、三個、四個或多於四個同時聚焦分區來使用定向且精確的超音波以用於執行各種治療及/或成像程序的系統及方法。在一些實施例中，超音波在醫療領域中用於診斷及/或治療目的，包括但不限於皮膚病學。

在各種實施例中，超音波成像用以在超音波療法治療之輸送期間確保足夠的聲耦合。在各種實施例中，超音波成像用以防止在身體中諸如骨骼或植入物之不期望區域處進行治療。不同於光的聲音需要用於傳播之介質。在一實施例中，超音波治療系統經由音窗使用凝膠將超音波能量自換能器聲耦合至身體。在此實施例中，凝膠為模擬組織之聲阻抗性質的介質，因此高效地將能量自裝置轉移至組織中。不幸地，在一些情況下，換能器與組織之間的任何氣穴會防止適當耦合，且可因此導致超音波療法能量之不充分轉移。超音波成像檢查此耦合。不充分耦合可顯現為超音波影像中之陰影或豎直條紋，或完全黑暗影像。即使存在充分耦合，諸如骨骼或植入物之組織或物件亦可能引起挑戰，此係因為此等物件可具有與軟組織（例如，皮膚、肌肉）不同的聲阻抗及吸收特性。因此，裝置與預期療法焦點之間的物件（諸如，骨骼或植入物）可在比預期深度淺的深度處引起顯著反射及出現加熱。稍微超過焦點之物件（例如，骨骼等）亦可能會引起問題，此係因為該物件反射且容易吸收來自軟組織之超音波。所反射的能量可能會無意中添加至已在療法焦點處產生的能量，從而導致溫度上升高於預期。在骨骼處吸收的能量可導致對骨骼加熱或骨骼不適。

在各種實施例中，本發明改善安全特性，改善功效效能，提供針對整體加熱裝置（諸如，帶式治療、線性聚焦治療分區、圓柱形焦線、平面及/或體積等）、針對身體塑形、頦下脂肪、腹部及/或腰窩、臂部、大腿內側、大腿外側、臀部、鬆弛、腹部鬆弛等之安全性及功效的組件，提供耦合之定性及/或定量評估，提供高解析度影像與耦合影像之融合，用於評估病灶後平面外阻礙物（例如，骨骼、腸道、植入物），及/或可用以降低對超生醫師同等技能之需求。

在本文中所揭示之若干實施例中，非侵入性超音波系統經調適以用於達成以下有益的美學及/或美容改善效果中之一或多者：提拉面部，提拉眉毛，提拉下頜，治療眼睛（例如，瞼袋、治療眶下鬆弛），減少皺紋，減少脂肪（例如，治療脂肪及/或脂肪團），治療脂肪團（其可被稱作女性脂質營養不良）（例如，酒窩或非酒窩型女性脂質營養不良），改善頸胸部（例如，上胸部），提拉臀部（例如，臀部收緊），收緊皮膚（例如，治療鬆弛以使諸如面部、頸部、胸部、臂部、大腿、腹部、臀部等之面部或身體收緊），減少疤痕，治療燒傷，去除紋身，去除靜脈，減少靜脈，對汗腺進行治療，多汗症治療，去除日光斑，治療痤瘡，減少丘疹。在一個實施例中，熱凝分區係針對皮膚下方的組織，諸如淺表肌腱膜系統（「SMAS」），且在皮膚表面處提供另一散焦能量。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於聚焦超音波以產生組織及細胞內之局部機械運動，以達成產生用於組織凝固、消融及/或用於機械細胞膜破裂之局部加熱的目的。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於提拉眉毛（例如，眼眉毛）。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於提拉提拉鬆弛的組織，諸如頦下（在下頜之下）及頸部組織。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於改善胸口之線條及皺紋。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於減少脂肪。在各種實施例中，超音波系統被配置以用於減少脂肪團之出現。在各種實施例中，用超音波能量非侵入性地治療在皮膚表面下方或甚至在皮膚表面處的組織，諸如表皮、真皮、筋膜、肌肉、脂肪及淺表肌腱膜系統（「SMAS」）。超音波能量可聚焦於一或多個治療點及/或分區處，可不聚焦及/或散焦，且可施加至含有表皮、真皮、下皮、筋膜、肌肉、脂肪、脂肪團及SMAS中之至少一者的所關注區以達成美容及/或治療效果。在各種實施例中，系統及/或方法經由熱治療、凝固、消融及/或收緊來對組織提供非侵入性皮膚病學治療。在一個實施例中，達成脂肪減少。在各種實施例中，相較於例如未治療組織，脂肪團（例如，酒窩或非酒窩型女性脂質營養不良）減少或一或多個特性（諸如，酒窩、結節、「橘皮」外觀等之改進達到10至20%、20至40%、40至60%、60至80%或大於80%（以及其中的重疊範圍）。在一個實施例中，治療頸胸部。在一些實施例中，在同一治療療程期間達成且可同時達成兩種、三種或多於三種有益效果。

本發明之各種實施例解決由施與超音波療法所提出的潛在挑戰。在各種實施例中，減少在目標組織處形成TCP以達成所要臨床方法之所要美容及/或治療性治療的時間。在各種實施例中，目標組織為但不限於以下各者中之任一者：皮膚、眼瞼、眼睫毛、眼眉毛、淚阜、魚尾紋、皺紋、眼睛、鼻子、嘴巴（例如，鼻唇溝、口周皺紋）、舌頭、牙齒、牙齦、耳朵、大腦、心臟、肺部、肋骨、腹部（例如，對於腹部鬆弛）、胃、肝、腎、子宮、乳房、陰道、前列腺、睾丸、腺體、甲狀腺、內臟、頭髮、肌肉、骨骼、韌帶、軟骨、脂肪、脂肪唇（fat labuli）、脂肪組織、皮下組織、植入組織、植入器官、淋巴、腫瘤、囊腫、膿腫或神經的一部分，或其任何組合。

超音波治療及/或成像裝置之各種實施例描述於美國申請案第12/996,616號中，該申請案在2011年5月12日公開為美國公開案第20110112405號，該公開案為在2009年6月5日申請且以英文在2009年12月10日公開之國際申請案第PCT/US2009/046475號依據35 U.S.C. § 371的美國國家階段，該案主張在2008年6月6日申請的美國臨時申請案第61/059,477號之優先權，該些申請案中之每一者以全文引用的方式併入本文中。超音波治療及/或成像裝置之各種實施例描述於美國申請案第14/193,234號中，該案在2014年9月11日公開為美國公開案第2014/0257145號，其以全文引用的方式併入本文中。超音波治療及/或成像裝置之各種實施例描述於國際申請案PCT/US15/25581中，該申請案以國家階段美國申請案第15/302,436號在2015年10月22日公開為WO 2015/160708，該美國申請案在2017年2月2日公開為美國公開案第2017/0028227號，該些申請案中之每一者以全文引用的方式併入本文中。超音波治療及/或成像裝置之各種實施例描述於國際申請案PCT/US17/046703中，該申請案以國家階段美國申請案第15/562,384號在2018年2月22日公開為WO 2018/035012，該些申請案中之每一者以全文引用的方式併入本文中。

本文中所描述之一些實施例及實例為實例且並不意欲在描述此等實施例之裝置、系統及方法之完整範圍時為限制性的。可在本文中所描述之實施例的範圍內對一些實施例、材料、組成物及方法進行等效改變、修改及變化，具有實質上類似的結果。本文中包括屬於本文中所描述之各種實施例及隨附申請專利範圍之精神及範圍內的修改、等效物及替代例。

本文中所揭示之任何方法無需以所敍述之次序執行。本文中所揭示之方法包括由醫師採取之某些動作；然而，該些方法亦可明確或暗示地包括彼等動作之任何第三方指示。舉例而言，諸如「將換能器模組與超音波探頭耦接」之動作包括「指示將換能器模組與超音波探頭耦接」。本文中所揭示之範圍亦涵蓋任何及所有重疊範圍、子範圍、所揭示值及其組合。諸如「至多」、「至少」、「大於」、「小於」、「介於……之間」及其類似語言之語言包含所列舉之數字。前方具有諸如「約」或「大約」之術語的數字包括所列舉數字。舉例而言，「約25 mm」包括「25 mm。」為方便起見，本文中提供題目及/或標題，且其並不限制所主張之主題。

10:所關注區 20:超音波系統 50:所發射能量 100:手柄 100':手柄 100'':手柄 130:介面 140:閂鎖或耦接器 145:連接器 150:手指啟動式控制器或開關 160:手指啟動式控制器或開關 200:模組 200':模組 200'':模組 230:透聲構件 235:介面導引件 280:超音波換能器 290:第一方向 300:控制器 300':控制器 300'':控制器 301:推車 302:隔室 310:圖形顯示器 315:觸控螢幕介面 320:存取密鑰 345:電路 400:運動機構 401:導螺桿 402:編碼器 403:馬達 500:個體 501:皮膚表面 502:表皮層 503:真皮層 504:下皮 505:脂肪層 507:淺表肌腱膜系統 509:肌肉層 510:皮下組織 525:治療分區 550:熱凝點或分區 3000:驅動子系統 3001:功率放大器（PA） 3003:負載 3005:輸出連接器 3007:功率量測系統 3009:溫度監測器 3010:時脈分配電路 3011:電源供應器系統 3013:電源供應器監測器 3015:控制電流限制（ICTRL）裝置 3017:繼電器監測器 3018:繼電器 3019:板模組控制器（BMC） 3021:JTAG標頭 4001a:共模抗流器 4001b:共模抗流器 4001c:共模抗流器 4001d:共模抗流器 4003:負載 4005:GaN FET裝置 5001a:FET 5001b:FET 5001c:FET 5001d:FET 5003:負載 8001a:輸出信號 8001b:輸出信號 8003a:輸出信號 8003b:輸出信號 8005a:輸出信號 8005b:輸出信號 8007a:輸出信號 8007b:輸出信號 9001:電池 9003:變壓器 10001a:波形 10001b:波形 11001a:GaN FET 11001b:GaN FET 11001c:GaN FET 11001d:GaN FET 11003:傳輸線變壓器 11005:5.6V齊納二極體 11007:快速肖特基二極體 12001:電流感測電阻器 13000:外差式IQ解調變器 13001:本地振盪器（LO）時脈 13003:區塊 13005a:電流解調變器元件 13005b:電流解調變器元件 13005c:電壓解調變器元件 13005d:電壓解調變器元件 13007a:濾波元件 13007b:濾波元件 13007c:濾波元件 13007d:濾波元件 13009a:類比至數位轉換器（ADC） 13009b:類比至數位轉換器（ADC） 13009c:類比至數位轉換器（ADC） 13009d:類比至數位轉換器（ADC） 15001:波形 15003:波形 15005:波形 15007:波形 17001:信號 17003:信號 18001a:跡線 18001b:跡線 19001:波形 19003:波形 22001a:波形 22001b:波形 22001c:波形 22003a:波形 22003b:波形 22003c:波形 23001:區塊 23003:區塊 23005:區塊 23007:區塊 23009:等效雙埠網路 24001:雙埠網路補償模組 V_g:輸出電壓 V_GS:臨限接通電壓

本文中所描述的圖式僅出於說明目的，且並不意欲以任何方式限制本發明之範圍。本發明之實施例將自實施方式及隨附圖式更充分地理解，在隨附圖式中： [圖1A]為根據本發明之各種實施例的超音波系統之示意性說明。 [圖1B]為根據本發明之各種實施例的超音波系統之示意性說明。 [圖1C]為根據本發明之各種實施例的超音波系統之示意性說明。 [圖2]為根據本發明之各種實施例的耦合至所關注區之超音波系統的示意性說明。 [圖3]說明包含驅動子系統之射頻（RF）療法（TH）模組之實施例的方塊圖，該驅動子系統被配置以在所要RF功率下及在所要頻率範圍內產生RF信號以驅動超音波換能器。 [圖4]描繪傳輸線變壓器之實施例，該傳輸線變壓器被配置以將平衡H橋輸出轉換成接地參考源且充當低阻抗GaN FET至由一或多個超音波換能器呈現之阻抗的阻抗匹配級。在一個實施例中，傳輸線變壓器被配置以將超音波換能器在由GaN FET驅動時所見之源阻抗增加至由一或多個超音波換能器呈現之阻抗。 [圖5A]說明H橋設計拓樸之實施例。[圖5B及圖5C]說明在兩個不同組態中之H橋的操作。 [圖6]展示根據本發明之各種實施例的在波形之正部分及波形之負部分的占空比設定為0.3時由H橋產生之驅動信號。 [圖7]展示根據本發明之各種實施例的高奇次諧波之振幅針對波形之正部分及波形之負部分的不同占空比的變化。 [圖8A至圖8D]展示根據本發明之各種實施例的來自使用H橋設計之功率放大器分別在2.0 MHz、4.0 MHz、7.0 MHz及12.0 MHz下之實施的輸出信號。 [圖9]展示根據本發明之各種實施例的用以產生彼此異相180度之兩個驅動波形的比較器電路之簡化示意圖。 [圖10]以圖形方式說明由圖9之電路產生的兩個驅動波形。 [圖11A]說明根據本發明之各種實施例的開關模式功率放大器之簡化電路圖，該開關模式功率放大器包含驅動1:9 Guanella傳輸線變壓器之平衡側之由四（4）個GaN FET形成的H橋。 [圖11B]描繪根據本發明之各種實施例的包括於開關模式功率放大器之各種實施方案中的保護電路之實施方案。 [圖11C]說明根據本發明之各種實施例的壓控式降壓轉換器之實施方案。 [圖12]說明根據本發明之各種實施例的包含寬頻小信號RF變壓器之差動量測方案。 [圖13]展示根據本發明之各種實施例的被配置以量測自功率放大器之實施方案輸出之RF信號的功率量測電路之實施方案。 [圖14]展示根據本發明之各種實施例的IQ解調變器之方塊圖。 [圖15]展示由IQ解調變器之實施例產生的兩個內部時脈。 [圖16]說明根據本發明之各種實施例的將RF信號乘以具有最大值1及最小值-1之方波的電路操作。 [圖17]展示根據本發明之各種實施例的正弦信號之I及Q解調變。 [圖18A]展示自功率放大器之實施方案至在約12.0 MHz之操作頻率下操作之50歐姆負載中的輸出之示波器跡線。[圖18B]展示根據本發明之各種實施例的自功率放大器之實施方案至在約1.75 MHz之操作頻率下操作之50歐姆負載中的輸出之示波器跡線。在各種實施例中，板上校準允許系統基於裝置之操作條件（溫度）或老化而修改驅動電路而無需工廠校準。 [圖19A及圖19B]展示根據本發明之各種實施例的在通帶（經正規化至基本頻率1）之低頻端下的RF信號之快速傅立葉變換（fast Fourier transform；FFT）之量值及方波之快速傅立葉變換（FFT）之量值。 [圖20]說明根據本發明之各種實施例的使用相移時脈之諧波消除方案。 [圖21]展示根據本發明之各種實施例的來自解調變器之實施方案的輸出信號。 [圖22A至圖22C]展示根據本發明之各種實施例的在三個不同頻率下重建構自功率放大器輸出之RF信號的實例。 [圖23A]示意性地說明影響來自功率放大器之實施方案的輸送至超音波換能器之RF信號傳播（例如，可減小RF信號輸出之功率的RF信號損失、相位改變等）之各種機制。[圖23B]展示根據本發明之各種實施例的等效雙埠網路，其考慮RF信號傳播（例如，損失、相位改變等）之各種機制。 [圖24]展示根據本發明之各種實施例的包含等效雙埠網路之功率量測系統的實施方案，所述等效雙埠網路考慮RF信號傳播（例如，損失、相位改變等）之各種機制。在一個實施例中，2埠網路不一定為「損失」，一些組件可例如僅引入相位改變。

20:超音波系統

100:手柄

300:控制器

301:推車

310:圖形顯示器

Claims (25)

1. 一種超音波治療系統，包含： 一超音波探頭，其包含經調適以將超音波療法應用於組織之一超音波療法換能器；及 一電功率系統，其被配置以將電功率提供至該超音波療法換能器，該電功率系統包含一功率放大器裝置及一電路； 其中該功率放大器裝置包含至少一個半導體電晶體， 其中該至少一個半導體電晶體為一場效電晶體， 其中該場效電晶體被配置為在介於200 kHz與20 MHz之間的一範圍內之一射頻（RF）下以至少75%之一效率操作。
2. 如請求項1所述之系統，其中半導體電晶體包含一III-V族化合物。
3. 如請求項1所述之系統，其中半導體電晶體包含氮化鎵（GaN）。
4. 如請求項1所述之系統， 其中該功率放大器裝置包含： 一開關模式放大器設計，其包含至少一個場效電晶體；及 一電路，其被配置以產生數位波形以驅動場效換能器之複數個閘極，從而驅動一壓電式超音波換能器； 其中驅動該場效電晶體之一信號係藉由比較一正弦直接數位合成電路之一輸出與一DC電壓來產生； 其中一輸出功率在30 W至100 W之範圍內； 其中該電路包含以一H橋組態而配置之四個電晶體。
5. 如請求項1所述之系統，其中功率放大器裝置包含： 一開關模式放大器設計，其包含至少一個半導體；及 一電路，其被配置以產生數位波形以驅動該半導體，從而驅動該超音波療法換能器。
6. 如請求項1所述之系統，其中驅動該場效電晶體之一信號係藉由比較一正弦直接數位合成電路之一輸出與一DC電壓來產生。
7. 如請求項1所述之系統，其中一輸出功率在30 W至100 W之範圍內。
8. 如請求項1所述之系統，其中一輸出功率在5 W至50 W之範圍內。
9. 如請求項1所述之系統，其中該電路包含以一H橋組態而配置之四個電晶體。
10. 一種用於驅動一高強度超音波換能器之功率放大器裝置，包含： 一開關模式放大器設計，其包含至少一個氮化鎵場效電晶體，其中每一氮化鎵場效電晶體包含複數個閘極；及 一電路，其被配置以產生數位波形以驅動氮化鎵場效換能器之該複數個閘極，從而驅動一壓電式超音波換能器。
11. 如請求項10所述之功率放大器裝置，其包含以下特徵中之一或多者： 其中功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同振幅下驅動輸出， 其中該功率放大器被配置以在兩個或多於兩個不同相位下驅動輸出。
12. 一種超音波治療系統，包含： 一超音波探頭，其包含一外殼，該外殼含有經調適以將聲學超音波聚焦於與該外殼相距一深度之一組織中之一聚焦分區中的一壓電式主動超音波療法換能器； 一電功率系統，其被配置以將電功率提供至該超音波療法換能器，該電功率系統包含一功率放大器；及 一電功率量測系統，其被配置以從來自該功率放大器之一輸出信號監測電輸出功率， 其中該電功率量測系統包含： 一電阻式電流感測電路，其被配置以監測來自該功率放大器之一電流輸出；及 一電阻式電壓感測電路，其被配置以監測來自該功率放大器之一電壓輸出，且 其中該電功率量測系統被配置以在用於該超音波療法換能器之橫跨至少兩個倍頻程的一頻率範圍內監測來自該功率放大器之電輸出功率。
13. 一種用於量測一高強度聚焦超音波系統中之一驅動電路之一射頻（RF）電流及電壓的系統，包含： 一電流感測電阻器，其與一負載串聯； 一分路電壓感測電阻器網路，其與該負載並聯；及 一電功率輸出電壓及電流監測電路（IQ解調變器電路），其具有在一相位及一頻率上與驅動一功率放大器之一信號同步的一本地振盪器時脈且被配置以將一輸出信號解調變至低於一超音波驅動頻率之一載波頻率。
14. 如請求項12或13所述之系統，其中該量測系統被配置以在本地振盪器與該功率放大器之間的不同相對相移下進行多次量測。
15. 如請求項12或13所述之系統，其中該本地振盪器時脈係自一獨立控制之直接數位合成器產生。
16. 如請求項12或13所述之系統，其中相位量測之次數為六。
17. 一種超音波治療系統，包含： 一超音波探頭，其包含經調適以將超音波療法應用於組織之一超音波療法換能器；及 一電功率系統，其被配置以將電功率提供至該超音波療法換能器，該電功率系統包含一功率放大器裝置及一電路； 其中該功率放大器裝置包含至少一個III-V族半導體功率電晶體，該半導體功率電晶體被配置為在介於200 kHz與20 MHz之間的一範圍內之一射頻（RF）下以至少75%之一效率操作。
18. 如請求項17所述之系統，其中該至少一個III-V族半導體功率電晶體係選自由以下各者組成之群組：GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及AlGaN。
19. 如請求項17所述之系統，其中該至少一個III-V族半導體功率電晶體為氮化鎵。
20. 如請求項17所述之系統，其中該至少一個III-V族半導體功率電晶體並非GaN、GaAs、GaSb、InP、InAs、InSb、InGaAs、AlSb、AlGaAs及AlGaN中之一者。
21. 如請求項17所述之系統，其中功率放大器裝置包含： 一開關模式放大器設計，其包含複數個III-V族半導體功率電晶體；及 一電路，其被配置以產生數位波形以驅動該複數個III-V族半導體功率電晶體，從而驅動一壓電式超音波換能器。
22. 如請求項17所述之系統，其中驅動該功率電晶體之一信號係藉由比較一正弦直接數位合成電路之輸出與一DC電壓來產生。
23. 如請求項17所述之系統，其中一輸出功率在30 W至100 W之範圍內。
24. 如請求項17所述之系統，其中一輸出功率在5 W至50 W之範圍內。
25. 如請求項17至24中任一項所述之系統，其中該電路包含以一H橋組態而配置之四個功率電晶體。

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