粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统及方法与流程

本发明属于超声技术领域，特别涉及一种粘弹媒质中微泡增效动力学实验系统及方法。

背景技术：

高强度聚焦超声(highintensityfocusedultrasound,hifu)以其非侵入、强聚焦的特点已经成为治疗超声领域的热点。目前高强度聚焦超声的作用机制有两种：热消融机制和组织毁损机制。传统的hifu热消融模式主要利用了超声的热效应，从体外聚焦到靶区的高强度超声能量局部地消融掉组织，使靶区组织由于瞬间高温产生凝固性坏死；组织毁损(histotripsy)模式主要利用hifu的空化机械效应，将靶区组织粉碎成微米尺寸的碎片。

空化效应指液体中的微小气泡，在正负交替的超声波作用下发生的振荡、拉伸、收缩、破裂的动力学过程，被认为是一种最有潜力的提高hifu效应的机制，因而得到了广泛的研究。kawabata等学者在离体以及活体实验都发现了在基频上叠加二次谐波会增强单周期内的定向扩散，显著增强空化效应。国际专利wo2,015,138,781a1，发明人kuang-weilin，发明名称“frequencycompoundingultrasoundpulsesforimagingandtherapy”中则提出了利用低频(100khz～1mhz)声波和高频(2～10mhz)声波(非谐波)同时作用于靶组织，控制两个频率的脉冲时延形成单极脉冲进行组织毁损的方法。g.iernetti在“enhancementofhigh-frequencycavitationeffectsbyalowfrequencystimulation”ultrasonicssonochemistry,vol.4,pp.263-268,1997.中研究了使用高频700khz和低频20khz超声波来增强空化效应：低频超声波用于在靶组织区域扩增高频超声波在不同空化阶段的气蚀作用。这种khz作为低频叠加于高频声波的方法存在焦区体积较大，无法精准损伤靶组织和焦区声波幅度较低，无法高效损伤靶组织的缺点。

微泡动力学模型有经典的不可压缩流体中的rpnnp模型，但其不能适应可压缩流体，而空化效应发生在生物组织这类可压缩流体中。最新的zener模型则能较好地模拟生物组织这类可压缩流体的力学特性，更符合组织的实际情况，在微泡动力学模型研究中有了更深的应用。无论是热消融还是组织毁损，微泡的振动与坍塌时释放的能量在其中发挥着作用，因此探究组织中微泡动力学特性助于完善热消融和组织毁损控制方法提高治疗效率。

现有的热消融和组织毁损方法仍存在以下缺陷：生物组织是一类具有粘弹性的可压缩流体，以rpnnp不可压缩流体中的微泡模型指导hifu过程的开展存在理论上的不足，目前还没有一种可压缩流体中的粘弹性模型进行仿真指导hifu过程，并且以前的激励波形没有考虑非线性效应，导致热消融和组织毁损参数设置不准确，单频模式下焦区的空化活动不够剧烈，使得空化阈值过高，所需峰值声压过高，且单焦点体积只有几个mm³。

技术实现要素：

本发明的目的在于提供一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统及方法，以解决上述技术问题。本发明首先根据光纤水听器测量焦区实际声场非线性波形，确定kzk方程参数设置构建微泡振动激励非线性波形，确保每个频率的声波都能产生非线性畸变，然后根据生物组织的粘弹性以及微泡在可压缩流体中的振动特性，求解zener模型与keller-miksis方程构建微泡增效模型，再建立粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法并进行仿真计算选择合适的组织粘弹性参数和hifu波形、频率、声压和相位参数，最后结合仿真结果指导实验开展，提高hifu的安全性、效率，增强有效性。

hifu主要作用于超声治疗领域，但本发明不直接涉及人体病变组织的治疗，而是以丙烯酰胺凝胶仿体为介质确定其控制方法，以猪肝脏，肾脏等发病率较高的离体组织器官等介质为研究对象，探索粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法对于提高效率，提高安全性等的效果。

为了实现上述目的，本发明采用如下技术方案：

粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统，包括超声激励系统、监控引导系统、声场测量系统和控制系统；

超声激励系统包括：任意波形发生器、射频功率放大器、阻抗匹配网络以及hifu换能器；

监控引导系统包括光源、高速摄像机、pcd探头和数字超声；

控制系统包括计算机；

任意波形发生器、射频功率放大器、阻抗匹配网络以及hifu换能器依次连接；

凝胶仿体或者离体样品放置于恒温装置中，hifu换能器安装于恒温装置上；光源设置于恒温装置外部，用于提供光照；

声场测量系统包括光纤水听器和数据采集卡；所述声场测量系统用于通过光纤水听器和数据采集卡配合，检测hifu换能器基频声波与倍频声波焦区声场压力波形；

计算机连接任意波形发生器、高速摄像机、pcd探头、数字超声和数据采集卡，用于控制意波形发生器发出设定波形，控制高速摄像机和pcd探头采集实验数据。

进一步的，任意波形发生器生成驱动信号，再由功率放大器放大到后经过阻抗匹配网络后驱动hifu换能器工作，对对凝胶仿体或者离体样品的焦区施加波形；高速摄像机在光源的辅助下对焦区的空化活动进行监测，pcd探头用于接收空化活动中产生的被动空化信号，数字超声用于定位凝胶仿体或离体样品于焦点位置；计算机负责接收来自信号发生器的驱动信号，同步控制高速摄像机进行拍摄。

进一步的，hifu换能器为环形阵换能器，其基频阵元工作范围为1～3mhz；倍频阵元工作范围为2～10mhz。

进一步的，hifu换能器中间带孔，用于安装数字超声探头。

粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验方法，包括以下步骤：

步骤一、构建微泡振动增强激励波形；

1.1)、使用光纤水听器检测hifu换能器基频声波与倍频声波焦区声场压力波形；

1.2)、构建模型用于产生微泡振动激励波形，求解kzk方程得到焦区声场压力仿真波形；

1.3)、将仿真波形与水听器测量的实际压力波形进行对比，优化模型参数使得仿真波形与实际测量压力波形一致，并将仿真压力波形作为微泡振动的驱动波形条件；

步骤二、根据所实验的凝胶仿体或者离体样品的生物组织的粘弹性以及微泡在可压缩流体中的振动特性构建hifu增效模型；

步骤三：建立所实验的凝胶仿体或者离体样品的粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法并进行仿真计算；

3.1)、建立单个正弦波激励条件下粘弹媒质中的微泡振动模型，选择组织粘弹性参数并进行仿真；

3.2)、建立持续正弦波激励条件下粘弹媒质中的微泡振动模型，选择组织粘弹性参数并进行仿真；

步骤四：根据步骤一至三的结果确定任意波形发生器的波形参数：根据步骤一的声场测量结果调整功率放大器的功率直至焦区声压发生非线性畸变，以及根据生物组织内微泡的振动特性调整任意波形发生器的波形频率，控制hifu换能器按照波形参数对所实验的凝胶仿体或者离体样品进行hifu热消融或组织毁损实验。

进一步的，步骤1.2)所构建kzk声场模型为：

其中c0为声速；p为声压；为传播介质的非线性系数；为声波在传播介质中的衰减参数，μ为流体介质中的体积黏性，u′为切边黏性，κ为热传导系数，δ⊥为拉普拉斯算子，z为轴向距离，t为时间。

进一步的，所构建hifu增效微泡模型为：

其中r为微泡的半径；为微泡半径随时间的导数；c0为声速；σ为周围液体表面张力；μ为周围液体的粘滞系数；pv为周围液体的饱和蒸气压；τ为气体多方指数，为1.4；反应组织弛豫时间，λ为泊松比；反应组织弹性；反应组织表面张力；反应组织粘性。

本发明根据生物组织中的微泡动力学模型以及hifu高强度聚焦超声导致的非线性效应提出一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统及方法。

相对于现有技术，本发明具有以下有益效果：

本发明为了克服现有hifu方法中的不足，提出了一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统及方法；本发明使用光纤水听器对基频与倍频换能器声场进行了测量，保证了声波发生非线性畸变，并充分利用了生物组织这类可压缩流体中的微泡动力学特性，zener模型比经典的rpnnp模型更接近实际情况，再使用两个叠加的声波使得组织中微泡的振动更剧烈，增强空化效应实现高效热消融和组织毁损。

进一步的，本发明采用了双频叠加模式作用于凝胶仿体或离体样品，通过控制基波与谐波幅度与相位在焦区发生干涉，使得负声压峰值增强，更有利于空化；基波与谐波在焦区外不会发生干涉增强，降低了对周围邻近部位的压力，进一步提高了安全性。

基于以上两点，本发明便可通过实验进一步的提高hifu热消融和组织毁损的效率和安全性。

附图说明

下面结合附图和具体实施方式对本发明做进一步详细说明。

图1是本发明实验系统的实现系统框图，1为同步信号控制系统，1为任意波形发生器，2为信号功率放大器，3为阻抗匹配网络，4为光源，5为hifu换能器，6为凝胶仿体或者离体样品，7为恒温装置，8为高速摄像机，9为被动空化检测(pcd)探头，10为计算机，11为有机玻璃容器。

图2为本发明采用的光纤水听器foph2000搭建的系统示意图。

图3为本发明采用的hifu换能器示意图。其中，图3(a)为中间有孔的凹球面环形分裂阵换能器，图3(b)为共焦扇形分裂阵换能器，图3(c)为共焦涡形分裂阵换能器，图3(d)为球壳式相控阵换能器。

图4为本发明方法的流程图。

图5是本发明中采用水听器测量的焦区声场压力波形图和求解kzk方程得到的波形仿真图。

图6是不同流体力学参数下生物组织中的微泡振动图。

图7是控制两个阵元相位差为和135°和60°时的生物组织内微泡振动特性计算。其中，图7(a)为两个阵元相位差为135°时波形叠加曲线示意图；图7(b)为两个阵元相位差为60°时波形叠加曲线示意图；图7(c)为两个阵元相位差为135°时r-t振动曲线示意图；图7(d)为两个阵元相位差为60°时r-t振动曲线示意图。

图8是本发明方法在牛血清蛋白丙烯酰胺仿体中实施时采用高速摄像进行监控的典型结果；图8中：(a)～(d)为第一阶段相对较高占空比脉冲作用时的典型结果图，(e)～(h)为第二阶段低占空比脉冲作用时的典型结果图。

图9是本发明方法在离体猪肝脏中应用时的实物解剖图。

图10是本发明方法在离体猪肝脏中应用时的h&e染色结果图；图10中：(a)为结束后的损伤边界，(b)(c)为对(a)图像中损伤边界周围图像的放大，(d)为正常组织h&e染色图像。

图11是本发明方法中任意波形发生器产生的波形图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作详细说明。

基于hifu技术的研究及应用现状，本发明提出了一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统及方法，根据生物组织的粘弹性和微泡在可压缩流体中的振动特性指导hifu开展并不断优化组织粘弹性参数和波形、相位参数，最后使用两个叠加且具有一定相位差的声波使得组织中微泡的振动更剧烈，增强空化效应提高hifu的效率。

请参阅图1所示，本发明提供一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统，包括超声激励系统、监控引导系统、控制系统和声场测量系统。

超声激励系统主要由以下几个装置组成：任意波形发生器1、射频功率放大器2、阻抗匹配网络3以及hifu换能器5。

监控引导系统则主要由光源4，高速摄像机8，被动空化检测探头(pcd探头)9和数字超声。

控制系统则是由计算机10构成。

声场测量系统包括光纤水听器foph2000和数据采集卡。计算机10连接数据采集卡和光纤水听器foph2000。

任意波形发生器1、射频功率放大器2、阻抗匹配网络3以及hifu换能器5依次连接。计算机10连接任意波形发生器1的控制端以及高速摄像机8，用于控制意波形发生器1发出特定波形，控制高速摄像机8进行拍摄。凝胶仿体或者离体样品6放置于恒温装置7中，hifu换能器5、被动空化检测探头(pcd探头)9和数字超声安装于恒温装置7上；被动空化检测探头(pcd探头)9和连接计算机10，用于反馈监测信息；光源4设置于恒温装置7外部，用于提供光照。数字超声用于定位凝胶仿体或离体样品于焦点位置。

发明提供一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验系统，首先由任意波形发生器1生成需要的驱动信号，再由功率放大器2放大到指定功率后经过阻抗匹配网络3后驱动hifu换能器5工作。高速摄像机8则在光源4的辅助下对焦区的空化活动进行监测，pcd探头用于接收空化活动中产生的被动空化信号，数字超声系统用于定位凝胶仿体或离体样品于焦点位置。计算机10负责接收来自信号发生器的驱动信号，同步控制高速摄像机进行拍摄，精准控制时序。

本发明提供一种粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学实验方法，包括以下步骤：

步骤一：构建微泡振动增强激励波形。

(1)使用光纤水听器检测hifu换能器5基频声波与倍频声波焦区声场压力波形，测量系统如图2所示，测量前需要先对光纤水听器进行标定，确保水听器的光散射系数和偏散光系数在仪器指定范围内。测量时，先调节三维移动装置使光纤水听器探针在焦点区域以一定步长进行扫描。由换能器驱动单元驱动hifu换能器发出聚焦超声波，同时触发数据采集卡对焦区声压进行采集，根据采集信号的信噪比和声压幅值移动光纤水听器的光纤探针直至出现最大值。声压计算公式如下：

其中α为光纤水听器的光散射系数；为光纤水听器置于水中测得的光电压值；ub为光纤水听器置于空气中测得的背景噪声光电压值；ui为采集的测量光电压值。

得到的结果如图5所示，由于非线性效应，当大振幅的单频声波在介质中传播时，声波波形由于与介质的相互作用逐渐发生畸变，形成冲击波。

(2)构建模型用于产生微泡振动激励波形，求解kzk方程得到焦区声场压力仿真波形。

其中c0为声速；p为声压；为传播介质的非线性系数；为声波在传播介质中的衰减参数，μ为流体介质中的体积黏性，u′为切边(剪断)黏性，κ为热传导系数，δ⊥为拉普拉斯算子，z为轴向距离，t为时间。

kzk方程是对westervelt方程做轴向近似变换，符合实际中的小开口聚焦声源情况。其右边第一项代表声场的衍射效应，第二项代表声波的衰减效应，第三项代表声传播的非线性效应。

考虑到在实际应用当中，超声波需要通过耦合介质进入生物体组织，避免声波能量的无益损耗，所以先模拟5cm的水介质，然后按照尽可能真实情况设置组织参数和超声换能器的特征参量。取水介质中的声速c1＝1482m/s；密度ρ1＝1000kg/m³；非线性参量β1＝3.5；组织吸收系数η1＝2。取生物组织中的声速c2＝1629m/s；密度ρ2＝1000kg/m³；非线性参量β1＝4.5；组织吸收系数η1＝1。换能器的内径r1＝1cm；外径r2＝2.5cm；聚焦深度d＝8cm；中心频率f＝1～5mhz；声功率p＝40～200w。

如图5所示解kzk方程得到的仿真波形与水听器实际测得的声场压力波形一致，说明构建的激励波形能很好地符合实际情况发生了非线性畸变，可以将其作为微泡振动的驱动波形条件。

(3)将仿真波形与水听器测量的实际压力波形进行对比，改变波形的声功率和频率参数使得仿真波形与实际测量波形一致，并将仿真压力波形作为微泡振动的驱动波形条件。

步骤二：根据组织的粘弹性以及微泡在可压缩流体中的振动特性构建hifu增效模型。

结合zener力学模型和keller-miksis方程，得到以下hifu增效模型：

其中r为微泡的半径；为微泡半径随时间的导数；c0为声速；σ为周围液体表面张力；μ为周围液体的粘滞系数；pv为周围液体的饱和蒸气压；τ为气体多方指数，为1.4。反应组织弛豫时间，λ为泊松比(λ<0.5)，水的泊松比为0.5；反应组织弹性；反应组织表面张力；反应组织粘性。

由于生物组织的弹性模量g在0～10mpa范围内，粘度μ在0.004～0.03pa.s范围内，因此构建生物组织模型时，仿真参数设定如下：ca＝0.01～5；de＝0～1；we＝1～20；re＝0～10。不同的生物组织中的各项参数不尽相同，导致微泡在不同生物组织中的振动特性出现差异。

步骤三：建立粘弹媒质(凝胶仿体或者离体样品(6))中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法并进行仿真计算。

(1)由公式(3)、(4)、(5)建立单个正弦波激励条件下粘弹媒质中的微泡振动模型：仿真参数取ca＝0.01～1；de＝0～0.5；we＝1～10；re＝0～5。

结果如图6所示，生物组织的弹性、粘性、弛豫时间和表面张力都会影响到微泡的振动幅度、平衡半径和破裂过程。所以根据生物组织的粘弹特性改变声波的声压和频率相位等条件可增大微泡在生物组织中的振动幅度，增强空化效应，高效地指导hifu热消融和组织毁损的开展。

(2)建立持续正弦波激励条件下粘弹媒质中的微泡振动模型：在实际的hifu热消融和组织毁损过程中，微泡处于持续的激励状态下。在双频叠加的条件下，两组超声脉冲具有一定的相位差。仿真参数取ca＝0.01～1；de＝0～0.5；we＝1～10；re＝0～5。

得到的持续激励双频叠加下的微泡振动特性如图7所示，在基频与2倍频模式下，相位差为135°时，两个频率的负压正好叠加在一起，微泡的振动半径达到最大幅值，空化效应得到增强，提高了hifu热消融和组织毁损的效率。

步骤四：结合以上所述增效方法的仿真结果确定波形参数进行hifu热消融或组织毁损。

任意波形发生器1发出图11中的波形，经过功率放大器后，通过阻抗匹配网络驱动hifu换能器，在监控引导系统的监控下对凝胶仿体或离体样品6进行热消融或组织毁损。使用两组超声脉冲驱动hifu换能器，其中一个任意波形发生器发出的激励脉冲经功率放大之后驱动基频阵元，其工作范围为1～3mhz；另一个任意波形发生器发出的激励脉冲经功率放大之后驱动谐波频率阵元，其工作范围为2～10mhz。脉冲聚焦超声波会产生沸腾气泡以及冲击波等，形成松散的局部结构，而惯性空化以及冲击波等多种机械作用则将损伤内部进一步的均匀化，并形成大量的空化核。两组激励脉冲之间的相位差为135°，在焦区中能使微泡达到最大振动半径，增强空化效应，缩短hifu热消融和组织毁损所需时间。

当实验对象为凝胶仿体时，用高速摄像观察损伤形成的过程和最终形态。

当实验对象为离体猪肾脏时，要切开观察损伤形态，并通过染色来观察细胞形态的变化。

附图4为本发明的流程图，首先根据水听器测量得到的基频与倍频声波焦区实际声场波形，确定kzk方程参数设置构建增强微泡振动激励波形，然后根据组织的粘弹性以及微泡在可压缩流体中的振动特性，求解keller-miksis方程构建微泡增效模型，再建立粘弹媒质中基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法并进行仿真计算选取合适的组织粘弹性参数和hifu波形、相位参数，最后结合仿真结果指导实验开展并不断优化参数。

附图5为水听器测量的基频声波与倍频声波焦区声场波形和解kzk方程得到的焦区声场仿真波形。如图5(a)、图4(c)为水听器测量到的焦区声场实际波形，高强度声波在传播过程中会发生非线性效应，由标准的正弦波畸变成冲击波，而冲击波的形成对空化效应是有利的。图5(b)、图5(d)则是求解kzk方程得到的焦区声场仿真波形。通过两者对比，可以看到仿真波形和实际波形符合的很好，将其作为激励波形。

附图6为生物组织不同流体力学参数下的微泡振动仿真图。如图6所示，可以发现，在生物组织内，微泡最终的平衡半径随着ca数值减小(弹性减小)而增大，震荡的幅度随之减小，这是由于减小的弹性增大了阻尼，限制了微泡的震荡，de(弛豫时间)取值的增大，微泡脉动的平衡半径保持恒定，在低弹性介质中(低ca取值)，de的取值(弛豫时间)对微泡的震荡特性起着主要作用，支配着阻尼的大小。而在高弹性介质中(高ca取值)，re的取值(粘性)对微泡的脉动特性起着主要作用。随着压强的增大，微泡脉动的幅度和频率都随之增大(即振动的又快又剧烈)；达到平衡时所用时间减少。

附图7为基频阵元和倍频阵元相位差为135°和60°时的微泡振动仿真图。当基频与倍频的相位差为135°时，两个频率的负压正好叠加在一起，达到最大幅值，此时微泡振动的最大半径也达到最大，空化效应得到增强，大大提高了hifu的效率。当相位差为60°时，微泡振动的最大半径减小，出现明显的谐振。

实施例1：

1)制备质量分数为7％的牛血清蛋白(bsa)聚丙烯酰胺凝胶仿体，并加入牛血清蛋白作为温度变化指示剂。凝胶仿体的密度为1.06g/cm³，成品凝胶仿体中声速为1477±5m/s，声衰减系数为0.42±0.01db/cm。

2)将环形hifu换能器5，以及b超探头等如图1所示进行放置与固定，向反应容器中注入适量的除气水，并打开恒温装置7。开启超声成像设备，根据图像引导调节凝胶仿体中需要损伤的点至换能器的焦点处。

3)按照图11编写任意波形发生器所要产生的信号波形。

4)通过计算机10控制信号激励模块和监控引导模块的时序，使得对凝胶仿体或离体样品的毁损和监控同时触发。

分析结果：

如图8所示，在焦区中心首次出现了沸腾气泡的时间为1.29s，时间比1.06mhz单频结果6.67s首次出现沸腾气泡的速度提升了417.05％，如图8(b)所示轴向随机分布的微泡向两端聚集、融合形成尺寸更大的微泡，图8(c)、图8(d)表明焦区出现了更多更大的沸腾气泡，损伤的尺寸也逐渐扩大，该阶段使用较高占空比脉冲，主要利用hifu热效应产生沸腾气泡，沸腾气泡破裂产生更多的空化核；空化泡破裂后产生机械效应粉碎靶区，图8(e)～(h)表明随着时间的延长，损伤的体积向远离换能器一端扩大，微泡在辐射力的作用下向远离换能器一端游动，说明损伤内部已经完全液化，形成一个梭状的空腔。

实施例2：

1)制备丙烯酰胺仿体液。选取新鲜的猪肾脏，切成5mm×3mm×30mm的尺寸，并将其固定在仿体液中，在常温下进行凝固。

2)将环形阵hifu换能器5，以及b超探头等如图1进行固定，向反应容器中注入适量的除气水，并打开恒温装置7。开启超声成像设备，根据图像引导调节猪肾脏的中心位置至换能器的焦点处。

3)按照图11编写任意波形发生器所要产生的信号。在整个过程中，声功率均被设置为240w。

4)将同步信号控制系统中的任意波形发生器的通道1与超声激励系统相连，通道2与引导监控系统相连。开启各个设备，手动触发同步信号控制系统。通道1连接超声激励系统中的任意波形发生器的外部触发端，触发超声激励系统中发出的信号经过射频功率放大器，阻抗匹配网络并驱动hifu换能器。通道2则出发高速摄像设备进行实时监控。

5)当hifu过程结束后先通过b超设备对损伤进行观察，然后将猪肾脏取出，剖开后再仔细分析损毁情况。对损毁的猪肾脏进行h&e染色，利用高倍显微镜观察其组织学结果。

分析结果：

如图9所示，实际的损伤体积与凝胶仿体实验中所观察到的损伤体积近似。在猪肾脏组织中形成的损伤边界光滑、清晰无明显白色热损伤，图10(a)显示，损伤区域组织和正常区域组织间出现了明显的边界，图10(b)和图10(c)显示，将边界放大后，可以明显看出：边界内部的损伤区域被完全均匀化，边界外部的正常区域细胞结构保持完整，说明粘弹媒质基于双频叠加超声脉冲的微泡增效动力学方法效果优异。另外，我们剖开离体组织查看内部损伤时可以看到损伤内部已经被完全乳化，流动性增强，变成了可以直接被周围组直接吸收的液体。

由技术常识可知，本发明可以通过其它的不脱离其精神实质或必要特征的实施方案来实现。因此，上述公开的实施方案，就各方面而言，都只是举例说明，并不是仅有的。所有在本发明范围内或在等同于本发明的范围内的改变均被本发明包含。