ES2210320T3

ES2210320T3 - Aparato de ultrasonido para terapia de huesos.

Info

Publication number: ES2210320T3
Application number: ES95937426T
Authority: ES
Inventors: Jonathan J. Kaufman; Allessandro E. Chiabrera
Original assignee: Orthologic Corp
Current assignee: Capstone Holding Corp
Priority date: 1994-10-25
Filing date: 1995-10-04
Publication date: 2004-07-01
Anticipated expiration: 2015-10-04
Also published as: US5547459A; EP0843573B1; ATE255935T1; AU3954695A; DE69532305T2; WO1996012519A1; DE69532305D1; US5752924A; JPH10509605A; EP0843573A1; EP0843573A4

Abstract

LA INVENCION ES UN METODO DE TERAPIA DE HUESOS POR ULTRASONIDOS QUE SOMETE AL HUESO (10) A UNA SEÑAL DE IMPULSO DE EXCITACION ULTRASONICA DE DURACION INFINITA SUMINISTRADA A UN TRANSDUCTOR (14) PROXIMO AL HUESO Y QUE IMPLICA UNA SEÑAL SINOIDAL DE LA REGION ULTRASONICA DE APROXIMADAMENTE 2 MHZ MODULADA PECULIARMENTE POR UNA SEÑAL SINOIDAL CON UN FRECUENCIA ENTRE 0 HZ Y APROXIMADAMENTE 25 KHZ; LA SEÑAL DE EXCITACION SE REPITE EN LA REGION DE 1 HZ A 5000 HZ. EL TIEMPO DE EXPOSICION PARA LA TERAPIA SE ELIGE SEGUN UNOS LIMITES COMPRENDIDOS ENTRE 5 MINUTOS Y UNA HORA, DURANTE UNA A TRES VECES AL DIA Y POR EL PERIODO DE DIAS NECESARIO PARA SANAR O PROMOVER EL CRECIMIENTO Y RECRECIMIENTO DEL HUESO. SE DESCRIBE UN APARATO PARA IMPLEMENTAR EL METODO ANTERIOR DE TERAPIA ULTRASONICA DE HUESOS COMPRENDIENDO UN TRANSDUCTOR (14) QUE TIENE UNOS ELEMENTOS DE TRANSMISION Y RECEPCION, UN GENERADOR (20) DE SEÑAL DE FORMA DE ONDA ESPECIAL Y UN ORDENADOR (16) PARA REALIZAR LAS OPERACIONES NECESARIAS QUE DEFINENUN REGIMEN DE TRATAMIENTO PREFERIDO.

Description

Aparato de ultrasonido para terapia de huesos.

Campo de la invención

Esta invención corresponde a un aparato para tratar terapéuticamente en forma no invasiva el tejido óseo en vivo.

Antecedentes de la invención

En los años recientes se han hecho diversos intentos para estimular el crecimiento de los huesos. Estos intentos han sido esencialmente ad hoc, sin un marco de trabajo consistente dentro del cual identificar la estimulación más eficaz.

Kaufman y otros, Patente U.S. Nº 3,309,808 describen un aparato y un método para tratar terapéuticamente y/o evaluar cuantitativamente el tejido óseo en vivo. El método de Kaufman incluye someter el hueso a un impulso de señal acústica ultrasónica de duración finita, y que implica una señal de onda senoidal compuesta formada por varias frecuencias discretas. Estas frecuencias están espaciadas en la región ultrasónica de aproximadamente 2 MHz; la señal de excitación se repite sustancialmente en el intervalo de 1 a 1000 Hz.

Duarte, Patente U.S. Nº 4,330,360 describe un aparato y un método para usar la energía ultrasónica en el tratamiento terapéutico de tejidos óseos en vivo, utilizando una onda senoidal pulsatoria sustancialmente a una única frecuencia dentro del intervalo de 1,3 a 2,0 MHz, y con una tasa de repetición de impulsos de 100 a 1000 Hz.

McLeod y otros, Patentes U.S. Nos. 3,103,806 y 5,191,880 describen métodos para promover el crecimiento del tejido óseo y la prevención de la osteopenia, usando cargas mecánicas del tejido óseo. En ambas patentes los inventores aplican una carga mecánica al tejido óseo a un nivel relativamente bajo del orden de entre unos 10 y unos 1000 microesfuerzos, entre crestas, y a una frecuencia dentro del intervalo de unos 10 a 100 Hertzios.

Bassett y otros, Patente U.S. Nº 4,928,959, describen un método y un dispositivo para proporcionar un tratamiento de ejercicio a un paciente que sufre de un desorden óseo. Se somete a un paciente a una carga de impacto a fin de estimular el crecimiento óseo, utilizando un sensor de carga de impacto para supervisar la fuerza del tratamiento. Los inventores observaron que componentes de fuerza a frecuencia elevada (hasta 100.000 Hz) eran importantes para estimular el crecimiento de los huesos.

Otras numerosas patentes describen métodos para estimular el crecimiento de los huesos en base a la generación de señales electromagnéticas. Por ejemplo Ryaby y otros, Patentes U.S. Nos. 4,105,017 y 4,315,503, describen métodos para promover la cicatrización de huesos en fracturas óseas retrasadas y sin unión, usando una forma de onda pulsatoria asimétrica. En la Patente U.S. Nº 4,993413, McLeod y otros describen un método y un aparato para inducir una corriente y una tensión en tejidos vivos a fin de prevenir la osteoporosis y fomentar la formación de hueso nuevo. Describen el uso de una señal electromagnética simétrica de baja frecuencia y baja intensidad sustancialmente en el intervalo de 1-1000 Hertzios. En Liboff y otros, Patente U.S. Nº 5,318,561 (y otras), se describen métodos que incorporan el uso combinado de un campo magnético estático y variante con el tiempo para estimular la cicatrización y el crecimiento de los huesos. Se describen amplitudes y frecuencias específicas para fomentar en forma óptima el crecimiento óseo, en base a la teoría de la "resonancia ion-iclotrón".

Una publicación reciente de Weinbaum y otros proporciona una base amplia y teóricamente consistente para caracterizar los medios por los que se produce el crecimiento óseo. El artículo seminal "Un modelo para la excitación de los osteocitos por tensiones cortantes en el fluido óseo inducidas mecánicamente por cargas" se puede encontrar en el Journal of Biomechanics, volumen 27, 1994, páginas 339-360. En esta publicación, proponen que no sea la magnitud del esfuerzo sino la frecuencia del esfuerzo la variable relevante primaria responsable del crecimiento óseo adaptativo y de su remodelación.

La patente U.S. 5309 898 describe un aparato para tratar terapéuticamente y/o evaluar cuantitativamente en forma no invasiva el tejido óseo.

La técnica anterior, ejemplificada por las referencias que se han tratado brevemente, ha usado primariamente enfoques ad hoc o descubrimientos empíricos para determinar estimulaciones exógenas utilizadas hasta ahora para la promoción del crecimiento y de la cicatrización de los huesos. Algunos se han enfocado a la generación de valores específicos de esfuerzos biomecánicos en el tejido como modalidad primaria de acción. Sin embargo, esta invención incorpora la constatación de que el flujo de fluido inducido en la carga fisiológica normal es la variable críticamente importante en la cicatrización de los huesos, y además incluye un medio eficaz para la generación de este flujo de fluido en los tejidos vivos. Específicamente, esta invención incluye un medio para estimular el flujo de fluido a frecuencias relativamente elevadas tomando una ventaja única de la propagación de los ultrasonidos en un medio poroso saturado de fluido iónico tal como un hueso. Adicionalmente, esta invención incorpora las características importantes de la estimulación repetitiva, en analogía a la que se encuentra en la carga fisiológica normal, y del control de realimentación adaptativa para asegurar que llega una dosis de señal óptima al emplazamiento de tejido óseo deseado.

Resumen de la invención

Es un objeto de esta invención proporcionar un aparato mejorado para tratar terapéuticamente en forma no invasiva el tejido óseo en vivo, a fin de promover la cicatrización del hueso y el crecimiento del hueso.

Otro objeto es satisfacer el objeto anterior, de tal modo que se pueda estimular en forma más eficaz y efectiva la cicatrización de los huesos y su crecimiento que hasta ahora.

Un objeto específico es lograr los objetos precedentes con un conjunto óptimo de señales ultrasónicas elegidas con respecto a las características no lineales específicas de su propagación dentro del tejido óseo y con respecto a la emulación de la carga fisiológica.

Un objeto adicional es permitir la evaluación adaptativa y en línea de la dosis óptima de una señal terapéutica acústica ultrasónica exógena aplicada.

Es un objeto general de la invención lograr los objetos anteriores con componentes de aparato que se encuentren en su mayor parte disponibles comercialmente.

De acuerdo con la presente invención, se proporciona un aparato para el tratamiento terapéutico no invasivo de un tejido óseo en vivo, que comprende medios para controlar la producción de una señal senoidal ultrasónica terapéutica modulada periódica preseleccionada y medios para preseleccionar una intensidad de potencia de la señal terapéutica, caracterizado porque los medios para preseleccionar la intensidad de potencia de la señal comprenden:

i): medios para transmitir un impulso ultrasónico acústico interrogatorio al tejido óseo a través del tejido blando que recubre el tejido óseo;

ii): medios para recibir una porción de dicha señal interrogatoria reflejada desde el tejido óseo;

iii): medios para determinar el espesor del tejido blando que usan dicha porción reflejada; y

iv): medios para ajustar la amplitud de la señal ultrasónica terapéutica en respuesta al espesor del tejido blando determinado por los medios para determinar el espesor del tejido blando usando dicha porción reflejada para asegurar que una intensidad de potencia promediada en tiempo y promediada en espacio alcanza el tejido óseo a un valor predeterminado.

La invención en su forma preferida actualmente logra los objetivos precedentes sometiendo el hueso a un impulso de señal de excitación acústica ultrasónica de duración finita en la región ultrasónica de aproximadamente 1,1 MHz, suministrado a un transductor adaptado para el acoplamiento acústico a la superficie de la piel que recubre el hueso; la señal de excitación se repite en el intervalo de aproximadamente 1 Hz a 5000 Hz. El tiempo de exposición para la terapia se elige de forma que esté comprendido en el intervalo de 5 minutos a 1 hora, durante 1 a 3 veces al día, durante un periodo de días como sea necesario para completar la cicatrización o para promover el crecimiento del hueso o el crecimiento interno.

Antes de que se inicie la terapia ultrasónica, se transmite preferiblemente un impulso ultrasónico acústico interrogatorio a fin de determinar el espesor real del tejido que recubre el emplazamiento del tratamiento óseo. (Obsérvese que el espesor puede cambiar a lo largo del tiempo debido a la hinchazón del tejido, por ejemplo). El emplazamiento del tratamiento óseo puede estar en la zona de fractura, la interfaz entre un dispositivo implantado (por ejemplo, una cadera) y el hueso, o un hueso intacto que tiene una masa ósea reducida, como por ejemplo con la osteoporosis. Usando el tiempo de transmisión del impulso de ida y vuelta entre el transductor y la superficie cerca del hueso y el valor de atenuación nominal asociado con los tejidos blandos, se ajusta la amplitud de la señal de entrada suministrada al transductor para asegurar que la densidad de potencia promediada en espacio y promediada en tiempo (SATA) (es decir, la intensidad I_{SATA}) que llega a la superficie junto al hueso es de aproximadamente 45 mW/cm^{2}. La señal recibida es también monitorizada durante la exposición al tratamiento presente para asegurar que el paciente está recibiendo la terapia prescrita durante el tiempo de tratamiento prescrito.

Con este y otros objetos y ventajas a la vista, la presente invención se entenderá claramente a partir de la descripción detallada que sigue en relación con los dibujos.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es un esquema que muestra en forma diagramática las interconexiones de los componentes de un aparato según la invención.

Las Figs. 2, 3, y 4, respectivamente, ilustran un conjunto de señales ultrasónicas utilizadas para la estimulación del crecimiento y de la cicatrización de los huesos para varias de las realizaciones preferidas actualmente.

Descripción detallada de las realizaciones preferidas

La Fig. 1 ilustra diagramáticamente los componentes interconectados seleccionados para construir un aparato para realizar métodos asociados con esta invención, es decir para tratar terapéuticamente en forma no invasiva el tejido óseo en vivo, para estimular el crecimiento de los huesos (crecimiento interno) y la cicatrización de los huesos. Estos componente, por lo general, se encuentran disponibles comercialmente en fuentes diferentes y se identificarán conforme se proporciona la descripción detallada de su funcionamiento total.

Haciendo referencia a la Fig. 1, el local de hueso 10, tal como el emplazamiento de una fractura, un área afectada por la osteoporosis, o cualquier otra parte del tejido óseo a tratar en forma no invasiva, se muestra rodeado de tejido blando 12. El transductor ultrasónico 14 se coloca cerca del local 10 de hueso, adyacente al tejido blando 12. A título de ejemplo, el transductor 14 puede ser un transductor piezoeléctrico rectangular de aproximadamente una pulgada (25,4 mm) por dos pulgadas (50,8 mm) colocado en la superficie de la piel que recubre el hueso fracturado, aproximadamente en el lugar de la fractura. El transductor puede tener un único elemento piezoeléctrico que se adapta tanto a transmitir como a recibir, o un elemento transmisor y uno o más elementos receptores (no mostrados específicamente). Transductores de este tipo se encuentran disponibles en Parallel Designs, Inc, de Phoenix, AZ. Tal como se muestra, se usa el transductor 14 para el lanzamiento de señales y recibir las señales lanzadas después de que éstas se reflejan desde el hueso 10 y pasan a través del tejido blando 12 circundante. Se aplica un acoplamiento ultrasónico (no representado), tal como un gel, entre el transductor 14 y la epidermis del paciente que rodea al tejido blando 12.

El funcionamiento básico se gobierna por una unidad de procesamiento de señal 16, que puede ser específicamente un ordenador, y más específicamente, un ordenador personal, tal como el Pentium a 66 MHz disponible en Gateway 2000, Inc., de North Sioux City, Dakota del Sur. Tal como sugiere su denominación, este ordenador contiene un generador de impulsos de reloj de 66 MHz, y un procesador Intel 586 (Pentium), con disposición para instrucciones por teclado en 18. El ordenador 16 realiza una monitorización constante en línea del funcionamiento correcto del aparato según la presente invención. Específicamente, el ordenador 16 asegura que se proporciona una terapia prescrita a un paciente respondiendo a las señales reflejadas y observando las mismas para calcular una dosis de tratamiento apropiada de exposición ultrasónica.

Se conecta un generador de función senoidal en una tarjeta 20 para generar una señal de excitación, que se suministra al transductor de lanzamiento 14 a través de medios de amplificación de potencia 22. El amplificador de potencia es adecuadamente el modelo Nº 2401, un amplificador de RF producto de EIN, Inc., de Rochester, NY. Este producto proporciona una ganancia de 50 dB en un intervalo de 20 kHz a 10 MHz.

La señal de excitación producida por el generador en la tarjeta 20 es una señal de onda senoidal en impulsos en el rango ultrasónico de unos 2 MHz, que es una onda senoidal modulada dentro del intervalo de 0 a 25 kHz. El generador de la tarjeta 20 puede ser adecuadamente un sintetizador de forma de onda disponible comercialmente, un producto de Quatech, Inc., Akron, OH, identificado por el número de parte de Quatech WSB-100. Este sintetizador de forma de onda proporciona la generación de señales analógicas independientes del ordenador 16 anfitrión, permitiendo utilizar apara otras tareas toda la potencia del procesador, incluyendo el cálculo de los datos de la forma de onda. La tarjeta 20 tiene preferiblemente la capacidad de generar una señal de salida que comprende miles de puntos dentro del rango de frecuencias ultrasónico indicado.

También se muestra en el ordenador 16 otra tarjeta 24 instalada para convertir las señales analógicas obtenidas del elemento receptor del transductor 14 en formato digital para su posterior procesamiento en el ordenador 16. Se puede usar un elemento de conmutación conocido en la técnica (no representado) para desconectar el transductor 14 de la tarjeta 20 y conectarlo a la tarjeta 24, la cual tarjeta puede contener adecuadamente un digitalizador de forma de onda de 100 MHz, número de parte STR*8100, un producto disponible en SUNIX, de Sprigfield, VA. Una conexión 26 (representada por línea de trazo discontinuo) conecta la tarjeta 20 de generación de señal con la tarjeta A/D 24, para fines de sincronización y con el objeto de digitalizar la forma de onda reflejada, a fin de permitir al ordenador 16 realizar una media de actualización adecuadamente compensada, funcionalmente operativa, de las señales recibidas en el transductor 14. Se puede incluir un reamplificador convencional (no representado) para aumentar el nivel de la forma de onda recibida antes de ser introducida en la tarjeta 24.

A fin de obtener una estimación del espesor de la parte atravesada de tejidos blandos que recubre el emplazamiento de la fractura, y de ajustar adecuadamente la amplitud de la señal terapéutica ultrasónica, se transmite preliminarmente un impulso ultrasónico acústico interrogatorio inicial por la tarjeta 20 a través del transductor 14. Podría ser un ejemplo de un impulso de este tipo una señal senoidal amortiguada exponencialmente a 1,1 MHz, con una duración de unos 2 \mus. El transductor 14 se utiliza entonces como un receptor para registrar la señal reflejada procedente de la superficie cercana del hueso. El tiempo de llegada de la señal reflejada proporciona una medida del tiempo de tránsito en el viaje de ida y vuelta, \tau, para el desplazamiento del impulso acústico desde el transductor a través del tejido blando a la superficie del hueso (donde es parcialmente reflejado), y de vuelta a través de los tejidos blandos. El espesor de tejido blando, d_{S}, se puede calcular como

d_{S} = v_{S}\tau /2

donde v_{S} es la velocidad del ultrasonido en el tejido blando y viene dada por v_{S} = 1540 ms^{-1}.

Una vez se ha obtenido una estimación del espesor de tejido blando, se puede utilizar para ajustar la amplitud de la señal de entrada al transductor ultrasónico 14 para asegurar que llega al hueso fracturado la intensidad de potencia óptima. Esto se realiza preferiblemente de la forma siguiente. A través de una medición de la reflexión, se obtiene una estimación arriba mencionada del espesor de tejido blando, d_{S} (cm). A continuación, de acuerdo, por ejemplo, con Técnica Ultrasonica Biomédica (Biomedical Ultrasonics), de P.N.T. Wells, Academic Press, Londres, 1977, un valor nominal para la atenuación ultrasónica en tejidos blandos a 1,1 MH se puede obtener como \alpha_{S} = 1 dB/cm. De esta forma, para un espesor dado d_{S'} de tejido blando, la disminución total de amplitud de señal \Delta\alpha en dB en la superficie del hueso es

\Delta \alpha = \alpha _{S} d_{S}

Se puede utilizar entonces la fórmula siguiente para construir una tabla de referencia que proporcione los valores necesarios para la amplificación relativa, \wedge, aplicada a la señal de entrada. La amplificación de señal se calcula a partir de

A = 10^{( \Delta\alpha / 20)}

Por ejemplo, se pueden calcular las amplificaciones de señal de entrada asociadas a utilizar para un intervalo de espesores de tejidos blandos:

Espesor de tejido blando (cm)	Amplificación de señal
1	1,12
2	1,26
3	1,41
4	1,58
5	1,78
6	2,00

Se observa que estas amplificaciones de señal son relativas al valor de la señal nominal usado para producir la densidad de potencia deseada (la intensidad I_{SATA} = 45 mW/cm^{2}), dentro del campo próximo del transductor ultrasónico en un medio de atenuación despreciable, tal como el agua. Debería observarse también que, por consideraciones de seguridad, no es posible usar arbitrariamente intensidades de potencia incidente arbitrariamente grandes, que pueden, por ejemplo, necesitarse en el caso de que encima del hueso fracturado se encuentren tejidos blandos excesivamente gruesos. En estos casos, se puede especificar una intensidad de potencia máxima a priori; cualquier valor por encima de éste será saturado a esta intensidad máxima.

La señal terapéutica está diseñada específicamente para estimular óptimamente el proceso de cicatrización de la fractura. Las características de señal óptima, que se establecen con más detalle a continuación, se obtienen usando la teoría de la propagación de las ondas no lineales y estimulan la cicatrización y el crecimiento de los huesos mediante su efecto directo en el flujo de fluido. La dependencia de las microcorrientes acústicas como aspecto bioefectivo primario de la señal ultrasónica endógena, ha conducido a un tratamiento más efectivo y eficaz para la reparación de los huesos, en contraste con la técnica precedente, que depende, por ejemplo, de la piezoelectricidad endógena del hueso (véase la obra de Duarte, antes citada), la generación de tensiones mecánicas en los tejidos óseos (véase Bassett y otros Patente U.S. Nº 4,928,959 y 5,046,484 y McLeod y otros, antes citada), o de la inducción de corrientes eléctricas en el tejido óseo (véase Ryaby y otros, Patente U.S. Nº. 4,266,533).

Para entender mejor la naturaleza del flujo de fluido de la estimulación ultrasónica del crecimiento y reparación de los huesos, se debería tomar en consideración que la inducción del flujo de fluido da lugar a un conjunto complejo de interacciones de la señal ultrasónica aplicada externamente con el tejido del hueso. Las interacciones se pueden caracterizar usando una teoría generalizada de la acústica en medios porosos que incluye los efectos de un fluido iónico en los espacios del poro, como existe en el tejido óseo. Un resumen de esta teoría dado a continuación proporciona la base según la cual se obtienen las señales terapéuticas óptimas.

Se supone que el flujo de fluido es la entidad fundamental que, cuando se estimula, fomentará el crecimiento y la cicatrización de los huesos. En cuanto sigue, w se define como el vector de desplazamiento del fluido con respecto a la matriz sólida (conocido también como descarga específica relativa al sólido) y \xi = \nabla\bulletW es el incremento de contenido de fluido por unidad de volumen del medio. Aquí \nabla es el operador nabla, y (\bullet) es el producto escalar. Por tanto \Psi_{E} \bulletn = (\partialw/\partialt)\bulletn es el flujo euleriano (ms^{-1}) de fluido que atraviesa una unidad de superficie cuyo vector normal es n. (Este flujo está relacionado al flujo de fluido en las microcorrientes acústicas). En este caso \partial\xi/\partialt es el flujo de fluido neto que entra en el volumen unidad (es decir, el influjo de fluido).

Se puede utilizar una ecuación de Darcy generalizada para expresar la relación entre el flujo de fluido y las cantidades relacionadas en el medio poroso teniendo en cuenta la contribución del tensor de tensiones de Maxwell en el fluido:

(\frac{\eta}{k_{0}} + \frac{\alpha_{\infty}\rho_{F}}{f_{0}} \frac{\partial}{\partial t}) \frac{ \partial \underline{w} }{\partial t} \equiv - \nabla p_{F} + \varepsilon_{F}(\nabla ^{2} \phi_{F})\nabla\phi_{F} + \frac{\varepsilon _{F} {} ^{2}}{6\varepsilon_{0}} \nabla(\nabla\phi_{F}\cdot\nabla\phi_{F})

En esta expresión, \eta(kgm^{-1} s^{-1}) es la viscosidad del fluido, \alpha^{\infty} es la tortuosidad (a alta frecuencia) del medio poroso, k_{0} (m^{2}) es la permeabilidad de Darcy (a baja frecuencia), \varepsilon_{F} y \varepsilon_{0}(Fm^{-1}) son las permisividades dieléctricas del fluido y del vacío, respectivamente (\varepsilon_{F} > \varepsilon_{0}), f_{0} es la porosidad volumétrica, y \rho_{F} (kgm^{-3}) es la densidad del fluido. La función \phi_{F} (V) es el potencial eléctrico escalar en el fluido que resulta de la perturbación del potencial eléctrico endógeno por la exposición acústica exógena (es decir la señal ultrasónica). El potencial eléctrico endógeno surge de diversas fuentes, incluyendo primariamente la intersección del fluido iónico con la superficie de la matriz sólida cargada. Debería observarse igualmente que el campo eléctrico dentro del fluido es igual a -\nabla\phi_{F} (Vm^{-1}). La presión en el fluido se designa por p_{F}(Nm^{-2}), y es la presión resultante de la interacción de la exposición acústica exógena con la estructura del hueso porosa llena de fluido.

Después de algunos supuestos simplificativos, y usando "< >" para designar media en el tiempo, se puede usar la ecuación anterior para expresar el flujo (corrientes) de fluido euleriano medio como función de la presión del fluido media en el tiempo y del potencial eléctrico según:

<\underline{\Psi} _{E}>=<\frac{\partial \underline{w}}{\partial t}>= -\frac{k_{0}}{\eta}\nabla<p_{F}> + \frac{k_{0}}{\eta} \frac{\varepsilon_{F}}{2}(1+\frac{\varepsilon_{F}}{3 \varepsilon _{0}})\nabla< \nabla \phi _{F} \cdot \nabla \phi _{F}>

Esta ecuación demuestra que el flujo euleriano medio del fluido en el medio poroso depende del campo eléctrico al cuadrado, y que la variación espacial de éste último puede dar lugar a un flujo de fluido medio (o neto) no nulo con independencia de la forma de onda en el tiempo de la perturbación inducida por la exposición ultrasónica en el campo eléctrico -\nabla\phi_{F}. Además, el componente constante del flujo de fluido tiene lugar sea o no cero la presión aplicada (es decir, la media en el tiempo), como puede suceder, por ejemplo, con la entrada ultrasónica.

Se omiten algunas de las ecuaciones necesarias para evaluar todos los componentes del campo acústico, puesto que los detalles son bastante complicados y no añaden una visión adicional a los resultados presentados anteriormente. Debería observarse que el flujo de fluido medio neto que entra en el volumen unidad es cero, es decir

<\frac{\partial \xi}{\partial t}> = 0

proporcionando de esta forma un influjo de fluido pulsatorio.

Debería destacarse también que la teoría presentada puede también caracterizar otras dos fuentes de no linealidad en la interacción de la señal ultrasónica con el tejido óseo. La primera está relacionada con el flujo de convección y es una fuente de la bien conocida "presión de radiación" ejercida por una onda acústica. Este fenómeno surge de consideraciones hidrodinámicas, y en la notación utilizada se puede escribir como

\underline{\Psi} _{L} \equiv \frac{d\underline{w}}{dt}=\frac{\partial \underline{w}}{\partial t} + (\underline{\Psi}_{L}\cdot\nabla)\underline{w} = \underline{\Psi}_{E} + (\underline{\Psi}_{L}\cdot\nabla)\underline{w}

donde \underline{\Psi_{L}} es el material del flujo (corrientes) de fluido de Lagrange y (\Psi_{L\underline{.}}\nabla)W es la no linealidad convectiva.

Otra fuente de no linealidad y una que puede ser también incorporada a la teoría fundamental surge de la relación constitutiva entre presión y densidad, es decir:

p_{F} \equiv p_{F0} + A[\frac{\rho _{F}-\rho_{F0}}{\rho_{F0}} + \frac{B}{2A}(\frac{\rho_{F}-\rho_{F0}}{\rho_{F0}})^{2}]

donde \rho_{F0}y p_{F0} son, respectivamente, la densidad y la presión, del fluido no perturbado y A y B son los bien conocidos parámetros no lineales del fluido donde B/A puede ser tan elevado como 11. Esta relación se aplica a la fase fluida. En forma análoga, se puede escribir una relación constitutiva no lineal para la fase sólida del tejido óseo, que tendrá en cuenta las no linealidades adicionales en la solución general para el flujo del fluido. Además, la contribución del tensor de tensiones de Maxwell a la matriz sólida es otra fuente de no linealidad.

Como se puede ver fácilmente a partir de las ecuaciones descriptivas, se pueden estimular tanto flujos de fluido constantes como oscilatorios para promover el crecimiento y la reparación de los huesos por medio del diseño apropiado de la señal acústica aplicada que se tratará a continuación con más detalle. La teoría anterior clarifica que para obtener flujos de fluido tanto constantes como oscilatorios a tasas relevantes para la dinámica ósea terapéutica, el término director es el cuadrado de la señal ultrasónica aplicada p(t), es decir, p^{2}(t). Esta no linealidad permite la desmodulación "en vivo" de la forma de onda ultrasónica exógena, permitiéndole tener efectos terapéuticos máximos en el crecimientos y la cicatrización de los huesos. Las señales están diseñadas específicamente para ser moduladas por frecuencias relativamente altas (generalmente por encima de 500 Hz) en un modo de excitación pulsatorio, lo cual permite que el tejido óseo responda al máximo durante cada ciclo estimulatorio.

Los aspectos anteriores de la teoría acústica no lineal proporcionan la base subyacente para determinar y por tanto inducir el flujo de fluido por la señal terapéutica ultrasónica exógena.

Debería también observarse que la señal ultrasónica recibida se usa como un medio para proporcionar detección de fallos en línea, a fin de asegurar que la señal terapéutica requerida está alcanzando el lugar de la fractura durante todos los periodos del tratamiento prescritos a un paciente.

No se muestra el software general de procesamiento de señal/presentación/almacenamiento para el control de procesamiento y funcionamiento de la señal del ordenador 16, pero se entenderá que está contenido en un disquete cargado por 28 en el ordenador 16; este software es adecuadamente el MATLAB-386, disponible en MathWorks, Inc. de Natick, MA. También se puede encontrar disponible en MathWorks software adicional (no ilustrado) que incluye la caja de herramientas para el procesamiento de la señal, así como el Fortran 5.O. disponible en Microsoft Corporation, de Bothell, WA y el LabView, disponible en National Instruments Corporation, de Austin, TX.

En las realizaciones de esta invención preferidas actualmente y haciendo referencia adicionalmente a las Figs. 2, 3 y 4, que muestran el aspecto general de las señales empleadas, sin detalles concretos que contemplen específicamente los parámetros de frecuencia y potencia de la misma, el miembro óseo 10 rodeado de tejido blando 12 se coloca próximo al transductor ultrasónico 14. Se transmite una señal ultrasónica desde el transductor 14, pasa a través de tejido blando 12, es parcialmente transmitida al miembro óseo, y es parcialmente reflejada desde el tejido óseo 10 volviendo a través del tejido blando 12 para ser recibida por el elemento receptor (no específicamente mostrado) del transductor 14. La señal de ultrasonidos transmitida se genera usando una señal de onda senoidal de duración finita, que es modulada en onda senoidal. Un ciclo único de esta forma de onda se describe por

(1a)P(t)= \sum\limits^{N-1}_{i=0} p_{s}(t-iT_{s}'),

repitiendo cada T segundos (1/T Hz), donde p_{s}(t) viene dada por a ecuación siguiente

1

En las ecuaciones 1a y 1b, el rango de valores del parámetro de señal es de 0 \leq f_{m} \leq 25 kHz (preferiblemente sin el valor cero, es decir, en la mayoría de los casos f_{m} \neq 0), 25 kHz < f_{0}\leq2 MHz, 0,2 ms \leq T \leq 1,0 s (correspondiendo a tasas de repetición de impulso de 1 Hz a 5 kHz), 0,1 ms \leq T_{s} \leq 1,0 s, 0,1 ms < T_{m}' \leq 1,0 s (que corresponde a un ciclo de servicio, \gamma = ET_{s}'/T, o ciclo de servicio efectivo teniendo en cuanta el tiempo "de marcha" integrado (las duraciones de impulso totales) dentro de un ciclo, \gamma = (T_{s1 +}T_{s2 * ... +}T_{sN})/T, de 0,0001 \leq \gamma < 1),

1 \leq N \leq 10.000. El índice del intervalo de modulación, a, viene expresado por 0 \leq a < 1000. La constante K se ajusta de tal manera que la onda acústica ultrasónica que incide en la superficie próxima del hueso tiene una intensidad (I_{SATA}) dentro del intervalo de 20-100 mW/cm^{2}.

En un caso especial (N=1), donde p(t) = p_{s}(t), esta forma de onda se describe por

p(t) = K \{ 1+a \ sin(2\pi f_{m}t) \} sin(2\pi f_{0}t),0<t<T_{s'}

que se repite cada T segundos, durante un periodo de tiempo preferiblemente comprendido entre 5 minutos y 1 hora. El intervalo de los parámetros es:

0 \leq f_{m} \leq 25 kHz (preferiblemente sin el valor cero, es decir, en la mayoría de los casos f_{m} \neq 0); 25 kHz < f_{0}\leq2 MHz, 0,2 ms \leq T \leq 1 s (correspondiendo a tasas de repetición de impulso de 1 Hz a 5000 Hz), y 0,1 ms \leq T_{s} \leq 1 s, (que corresponde a un ciclo de servicio, \gamma = T_{s}/T de 0,0001 \leq \gamma < 1). La constante K se ajusta de tal manera que la onda acústica ultrasónica que incide en la superficie próxima del hueso tenga una intensidad (I_{SATA}) dentro del intervalo de 20-100 mW/cm^{2}.

El funcionamiento en régimen pulsatorio se aprovecha de las no linealidades acústicas cuando se encuentran presentes ondas de amplitud elevada. La amplitud máxima de cresta es K(1+a), y está limitada para no exceder los niveles de seguridad normales. La modulación de amplitud de la señal portadora a una frecuencia relativamente elevada se usa específicamente para generar flujo de fluido a tasas relativamente elevadas. Para las realizaciones preferidas de esta invención, la amplitud de la señal, tal como se observó arriba, se ajusta para proporcionar I_{SATA} de aproximadamente 45 mW/cm^{2}en el lugar de fractura.

Se observa que los esfuerzos dinámicos inducidos en el tejido óseo se producen primariamente en la región espectral ultrasónica, es decir, a la frecuencia nominal de la señal ultrasónica aplicada. Para la realización preferida actualmente, esta frecuencia es 1,1 MHz, y en todos los casos está por encima de 25 kHz. Adicionalmente, los niveles de esfuerzo inducidos en el tejido óseo, suponiendo una longitud característica de 10 centímetros, son extremadamente pequeños. El valor de tensión de cresta a cresta se puede aproximar razonablemente a partir de la bien conocida ecuación para los desplazamientos de las partículas asociados con entradas ultrasónicas (véase por ejemplo Principios físicos de técnica ultrasónica medica, ed. CR Hill, Halsted Press, 1986, p. 57). El desplazamiento de las partículas viene dado por

D = 1/(\pi f) I ^{1/2} /(\rho _{0} t/2) ^{1/2}

donde I es la intensidad de potencia ultrasónica en el tejido óseo, \rho_{0} es la densidad del hueso no perturbada, c es la velocidad del ultrasonido en el hueso, y f es la frecuencia ultrasónica. Usando valores asociados con el hueso, y para las realizaciones de señal ultrasónica preferidas, se puede obtener un valor de D de unas 0,016 micras (a 1,1 MHz), y por tanto el esfuerzo inducido de cresta a cresta se encuentra que es inferior a 0,2 microesfuerzos.

Para los fines de la presente invención, las tres realizaciones preferidas actualmente incluyen señales ultrasónicas que se especifican a continuación:

1. Como se ilustra en la Fig. 2, se repite la señal 30 a una tasa de repetición de 200 Hz (T = 5 ms). Un ciclo único de la forma de onda es una onda senoidal de 0,5 ms de duración de onda senoidal portadora con una frecuencia de 1,1 MHz modulada por una onda senoidal de 20 kHz, seguida de 4,5 ms de tiempo "de parada", con un índice de modulación, a = 0,3. Esta señal se describe por la ecuación siguiente:

2

repitiendo a 200 Hz, y se ajusta K de forma que

I_{SATA} = 45 mW/cm^{2}.

2. Como se ilustra en la Fig. 3, se repite la señal 40 a una tasa de repetición de 2000 Hz (T = 0,5 ms). Un ciclo único de la forma de onda es una onda senoidal de 0,1 ms de duración de onda senoidal portadora con una frecuencia de 1,1 MHz modulada por una onda senoidal de 20 kHz, seguida de 0,4 ms de tiempo "de parada", con un índice de modulación, a = 0,3. Esta señal se describe por la ecuación siguiente:

3

repitiendo a 2000 Hz, y se ajusta K de forma que

I_{SATA} = 45 mW/cm^{2}.

3. Como se ilustra en la Fig. 4, se repite la señal 50 a una tasa de repetición de 1 Hz. Un ciclo único de la forma de onda consiste en 25 repeticiones (N=25) de 4 ms de duración (T_{s} = 4 ms) de onda senoidal portadora con una frecuencia de 1,1 MHz modulada por una onda senoidal de 5 kHz (f_{m} = 5 kHz), cada uno de tales 4 ms de tiempo "de marcha" siendo seguido de 4 ms de tiempo "de parada" (T'_{s} = 8 ms). Toda la secuencia de 25 impulsos senoidales modulados senoidalmente, junto con sus tiempos "de parada" de 4 ms asociados, dura 200 ms, después de cuyo tiempo la señal se para durante 800 ms. A continuación se repite La secuencia a intervalos de 1 segundo (1 Hz), siendo el índice de modulación, a = 0,3. Esta señal se describe por la ecuación siguiente:

40

donde

4

y se ajusta K de forma que I_{SATA} = 45 mW/cm^{2}.

A fin de sintetizar la segunda señal de las realizaciones preferidas actuales, se usa la tarjeta de Quatech antes mencionada en conjunción con otro instrumento, adecuadamente un Sintetizador de forma de onda programable Model Nº 178 de Wavetek disponible en Wavetek, de San Diego, California. En este caso, la tarjeta de Quatech da como salida la forma de onda de modulación que sirve de entrada al Sintetizador de forma de onda de Wavetek para modular en amplitud la señal portadora de 1,1 MHz.

Una clase ampliada de señales terapéuticas ultrasónicas incluye formas de onda que son moduladas en frecuencia además de ser moduladas en amplitud a fin de obtener ventajas adicionales de las características de propagación no lineal del tejido óseo. En este caso, barrer no sólo la frecuencia de modulación sino también la frecuencia portadora contribuye tanto a cambiar como a manipular los llamados puntos calientes y fríos en el tratamiento ultrasónico de un tejido, y a aportar energía a un hueso a frecuencias diferentes. Considerados estos extremos, la eficiencia de tratar tejidos óseos de acuerdo con la presente invención aumenta adicionalmente.

Las formas de onda de esta clase se pueden describir como sigue:

(2a)P(t) = \sum\limits^{N-1}_{i=0} P_{s}(t-i T'_{s})

que se repite cada T segundos, donde

(2b)p_{s}(t) = K(1 + a \ sen[2\pi(f_{m}* - f_{m}))t/T_{s})t] sen[2\pi(f_{0}*-f_{0})t/T_{s})t]

0 \leq t \leq T_{s}, donde todos los parámetros están contenidos en los mismos intervalos que se definieron anteriormente, f_{m}* y f_{0}* definen los valores del límite superior de barrido para las frecuencias de modulación y portadora, respectivamente, siendo f_{m} \leq f_{m}*< 25 kHz y f_{0} \leq f_{0}* < 2 MHz.

Para los fines de la presente invención, la realización actualmente preferida de esta clase de señales incluye una forma de onda ultrasónica que se especifica a continuación, con f_{0}* = f_{0}= 1,1 MHz, f_{m}= 500 Hz, y f_{m}* = 2000 Hz:

50

donde

5

y se ajusta K de forma que I_{SATA} = 45 mW/cm^{2}.

A partir de lo arriba mencionado, se deduce que de acuerdo con la presente invención se podrían emplear los siguiente cuatro tipos de señales en su aplicación, con los parámetros específicos tratados anteriormente:

-: señales de onda senoidal moduladas por onda senoidal;

-: señales de onda senoidal moduladas por onda senoidal barrida;

-: señales de onda senoidal barrida moduladas por onda senoidal;

-: señales de onda senoidal barrida moduladas por onda senoidal barrida;

Para los fines de esta invención, se puede suponer que se va a usar una onda senoidal para definir una función senoidal a una única frecuencia o una función senoidal con modulación de frecuencia, es decir, una onda senoidal barrida. Se apreciará también que para la mayoría de los casos la frecuencia de modulación en estas señales se supone que no asume el valor cero. Sin embargo, en algunos casos concretos puede comenzar o terminar o pasar por este valor.

Las ventajas principales e importantes de la presente invención se pueden resumir como sigue:

- la dependencia del flujo de fluido como fenómeno biofísico primario relacionado con el crecimiento de los huesos, que resulta afectado de una forma cercana a la óptima por la señal ultrasónica;

- el uso de un modelo analítico para caracterizar la propagación de las ondas ultrasónicas en un medio poroso tal como un hueso, a fin de establecer los parámetros biofísicos de interés (por ejemplo el flujo de fluido), en comparación con la técnica anterior, que usaba sólo observaciones experimentales o enfoques ad hoc;

- el uso de modulación de amplitud senoidal con frecuencias relativamente altas (preferiblemente superiores a 500 Hz e inferiores a 25 kHz) como medio para afectar directamente el flujo de fluido;

- el uso de una frecuencia portadora relativamente baja, permitiendo una mayor penetración en el tejido blando y en el hueso debida a una atenuación de señal reducida significativamente;

- el uso de una estimulación repetitiva, emulando la carga fisiológica;

- la capacidad de construir el dispositivo con componentes que están ampliamente disponibles comercialmente;

- el uso de mediciones de reflexión para estimar el espesor real de tejido blando, a fin de ajustar de esta manera el nivel de amplitud (es decir, la dosis) apropiada para cada paciente y de proporcionar detección de defectos en línea.

Debería entenderse que aunque se ha descrito con detalle el aparato de acuerdo con la presente invención, puede estar sujeto a modificaciones y a otras realizaciones que incorporan las características de la invención. Específicamente, se puede construir el aparato con el uso de componentes analógicos únicamente, a fin de reducir significativamente el costo general y la complejidad. En consecuencia, se pretende que la descripción precedente se considere como ilustrativa de los principios de la invención como un ejemplo de estas características y no como una descripción limitativa, que es la finalidad de las reivindicaciones que siguen.

Claims

1. Un aparato para el tratamiento terapéutico no invasivo de un tejido óseo en vivo, que comprende medios (14, 16, 20, 24) para controlar la producción de una señal senoidal ultrasónica terapéutica modulada senoidalmente periódica preseleccionada y medios para preseleccionar una intensidad de potencia de la señal terapéutica, caracterizado porque los medios para preseleccionar la intensidad de potencia de la señal comprenden:

iii): medios para determinar el espesor del tejido blando usando dicha porción reflejada; y

iv): medios para ajustar la amplitud de la señal ultrasónica terapéutica en respuesta al espesor del tejido blando determinado por los medios para determinar el espesor del tejido blando usando dicha porción reflejada para asegurar que una intensidad de potencia promediada en espacio y promediada en tiempo alcanza el tejido óseo a un valor predeterminado.

2. Un aparato como el de la reivindicación 1, en el que la señal terapéutica es modulada en amplitud y los medios para ajustar la amplitud comprenden medios para:

i): seleccionar una frecuencia portadora en un intervalo comprendido entre 25 kHz y 2 MHz;

ii): seleccionar una frecuencia de modulación en un intervalo hasta unos 25 kHz;

iii): seleccionar un índice de modulación hasta 1000;

iv): seleccionar una anchura de impulso entre 0,1 ms y 1,0 s;

v) seleccionar una duración de ciclo entre 0,2 ms y 1,0 s;

vi): seleccionar una intensidad en un intervalo entre 20 mW/cm^{2} y 100 mW/cm^{2}; y

vii): seleccionar una duración de exposición comprendida entre 5 minutos y 1 hora, durante 1 a 3 veces al día.

3. Un aparato como el de la reivindicación 2, en el que los medios seleccionan:

i): una frecuencia portadora de 1,1 MHz;

ii): una frecuencia de modulación de 20 kHz;

iii): un índice de modulación de 0,3;

iv): una anchura de impulso de 0,5 ms;

v): una duración de ciclo de 5 ms; y

vi): una intensidad de 45 mW/ cm^{2}

4. Un aparato como el de la reivindicación 2, en el que los medios seleccionan:

i): una frecuencia portadora de 1,1 MHz;

ii): una frecuencia de modulación de 20 kHz;

iii): un índice de modulación de 0,3;

iv): una anchura de impulso de 0,1 ms;

v): una duración de ciclo de 0,5 ms; y

vi): una intensidad de 45 mW/cm^{2}.

5. Un aparato como el de la reivindicación 2, en el que los medios para ajustar la amplitud comprenden además medios para producir hasta 5000 repeticiones de impulso dentro de un ciclo, estando cada impulso y una pausa de repetición entre 0,1 ms y 1,0 s.

6. Un aparato como el de la reivindicación 5, en el que los medios para ajustar la amplitud seleccionan:

i): una frecuencia portadora de 1,1 MHz;

ii): una frecuencia de modulación de 5 kHz;

iii): un índice de modulación de 0,3;

iv): una anchura de impulso de 4 ms;

v): una duración de ciclo de 1 s para cada impulso, estableciendo la pausa en 8 ms y existiendo 25 repeticiones de impulso dentro del ciclo; y

vi): una intensidad de 45 mW/cm^{2}

7. Un aparato como el de la reivindicación 5, en el que la señal senoidal ultrasónica terapéutica modulada senoidalmente periódica preseleccionada es una señal modulada en frecuencia y amplitud, y en el que los medios para ajustar la amplitud comprenden además medios para seleccionar un intervalo de barrido para la frecuencia portadora entre el valor seleccionado de la frecuencia portadora y 2 MHz; y seleccionar un intervalo de barrido para la frecuencia de modulación comprendido entre el valor seleccionado de la frecuencia de modulación y 25 MHz.

8. Un aparato como el de la reivindicación 7, en el que los medios para ajustar la amplitud seleccionan:

i): una frecuencia portadora de 1,1 MHz;

ii): una frecuencia de modulación de 500 Hz, teniendo dicha frecuencia de modulación un intervalo de barrido comprendido entre 500 Hz y 2000 Hz;

iii): un índice de modulación de 1;

iv): una anchura de impulso de 4 ms;

v): una duración de ciclo de 1 s para cada impulso, estableciendo la pausa en 8 ms; y existiendo 25 repeticiones de impulso dentro del ciclo; y

vi): una intensidad de 45 mW/cm^{2}

9. Un aparato como el de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en el que los medios para determinar el espesor del tejido blando utilizan la fórmula:

d_{s} = v_{s} t/2

donde d_{s} es el espesor deseado, v_{s} es la velocidad del ultrasonido en el tejido blando; y t es el tiempo de tránsito en un desplazamiento de ida y vuelta para que dicho impulso acústico viaje desde una fuente del mismo a través del tejido blando, al tejido óseo, y vuelva a través del tejido blando.

10. Un aparato como el de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en el que los medios para transmitir un impulso ultrasónico acústico interrogatorio seleccionan una señal senoidal amortiguada exponencialmente a 1,1 MHz, con una duración de unos 2 \mus.

11. Un aparato como el de la reivindicación 1, en el que se selecciona la señal senoidal ultrasónica terapéutica modulada senoidalmente a partir del grupo que consiste en una señal de onda senoidal modulada por onda senoidal barrida, una señal de onda senoidal barrida modulada por onda senoidal, y una señal de onda senoidal barrida modulada por onda senoidal barrida.

12. Un aparato como el de la reivindicación 1, que comprende además medios para generar dicho impulso ultrasónico interrogatorio.