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ES3033457T3 - Acoustic field mapping with ultrasonic particle velocity estimator - Google Patents

Acoustic field mapping with ultrasonic particle velocity estimator

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Publication number
ES3033457T3
ES3033457T3 ES19743270T ES19743270T ES3033457T3 ES 3033457 T3 ES3033457 T3 ES 3033457T3 ES 19743270 T ES19743270 T ES 19743270T ES 19743270 T ES19743270 T ES 19743270T ES 3033457 T3 ES3033457 T3 ES 3033457T3
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ES
Spain
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acoustic
region
transducer
tissue
ultrasound
Prior art date
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Active
Application number
ES19743270T
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English (en)
Inventor
Shmuel Ben-Ezra
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Nina Medical Ltd
Original Assignee
Nina Medical Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by Nina Medical Ltd filed Critical Nina Medical Ltd
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Abstract

Un primer transductor (20) transmite un primer campo acústico (22) a una primera frecuencia hacia una región (24) de un medio (26), generando movimiento oscilatorio de los dispersores (28) dispuestos en la región. Un segundo transductor (30) transmite pulsos acústicos (32, 34) hacia la región y recibe los ecos respectivos de cada pulso que se dispersan en un dispersor oscilante de la región. Los pulsos están sincronizados con el primer campo acústico, de modo que un primer pulso se dispersa en el dispersor oscilante cuando este se encuentra en un primer extremo de desplazamiento (36), y un segundo pulso se dispersa en el dispersor oscilante cuando este se encuentra en un segundo extremo de desplazamiento (38) opuesto al primer extremo de desplazamiento. Un procesador informático (29) extrae un desfase temporal entre los ecos recibidos, calcula la amplitud de desplazamiento del dispersor y emite una indicación de dicha amplitud. También se describen otras aplicaciones. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Mapeo de campo acústico con estimador ultrasónico de velocidad de partículas
Referencia cruzada a solicitudes relacionadas
La presente solicitud reivindica la prioridad del documento US 62/621.140 de Ben-Ezra, presentado el 24 de enero de 2018, titulado “Acoustic field mapping with ultrasonic particle velocity estimator” .
Campo de la invención
Las aplicaciones de la presente invención se refieren a la caracterización, medición y mapeo de campo acústico. Más específicamente, la presente invención se refiere a un aparato para su uso mientras se aplica una región focal de energía de ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU).
Antecedentes
Los ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU), también conocidos como ultrasonidos terapéuticos de alta intensidad (HITU), son un método para el tratamiento no invasivo de órganos y tejidos internos, por ejemplo, tumores. La energía de ultrasonido también se usa con frecuencia para obtener imágenes de órganos y tejidos internos. Una línea A ultrasónica, también conocida como línea RF, se adquiere mediante el uso de un transductor de ultrasonidos para enviar un pulso ultrasónico a un medio o al cuerpo de un sujeto y recibir un eco del pulso que se refleja en las inhomogeneidades del medio, por ejemplo, un dispersor, una partícula o un límite. Los datos del eco son detectados por el transductor, digitalizados y procesados. El tiempo que tarda el eco en llegar al transductor de ultrasonidos es indicativo de la distancia entre el transductor y la falta de homogeneidad. Se pueden usar múltiples líneas A, por ejemplo, 100 líneas A, en posiciones y ángulos igualmente espaciados, para crear una ecografía.
Una línea A ultrasónica puede pulsarse repetidamente a una frecuencia de repetición de pulsos (PRF). Para cualquier línea A dada, una profundidad de penetración deseada limitará la PRF, es decir, limitará el tiempo entre pulsos sucesivos, ya que cada pulso generalmente no puede enviarse antes de que se haya recibido el eco del pulso inmediatamente anterior. Si un objetivo, fuera del cual se refleja el pulso de la línea A, se mueve, los ecos respectivos de dos pulsos sucesivos que resuenan en el objetivo se desplazarán (trasladarán) en el tiempo. Si la velocidad del objetivo es constante durante el intervalo de tiempo entre los dos pulsos, entonces la velocidad del objetivo será proporcional al cambio en el tiempo y se puede calcular.
Un artículo de 1985 de IEEE Transactions on Sonics and Ultrasonics titulado “ Real-time two-dimensional blood flow imaging using an autocorrelation technique” , de Chihiro Kasai y col., describe un sistema de imágenes del flujo sanguíneo que combina un dispositivo Doppler pulsado convencional y un autocorrelacionador. El flujo sanguíneo dentro de una sección transversal dada de un órgano vivo se describe como mostrado en tiempo real, con la dirección del flujo sanguíneo y su varianza expresadas por medio de una diferencia de color y tono, respectivamente. Los experimentos se realizaron con un escáner mecánico y otro eléctrico utilizando fantasmas, y se describe que se ha obtenido una buena concordancia con la teoría. Se describe que los estudios sobre la importancia clínica para corazones normales y enfermos han arrojado resultados satisfactorios.
Un artículo de 1986 sobre imágenes ultrasónicas titulado “Time domain formulation of pulse-doppler ultrasound and blood velocity estimation by cross-correlation” , de O. Bonnefous y col., describe que la obtención de imágenes del flujo sanguíneo en tiempo real es posible gracias al desarrollo de un estimador de velocidad basado en las mediciones del cambio de fase de los ecos sucesivos, pero que el método adolece de las conocidas limitaciones de los instrumentos de pulsos Doppler. El artículo presenta una nueva formulación que describe el efecto de pulso Doppler sobre los ecos sucesivos de una nube de objetivos en movimiento como una translación progresiva en el tiempo debido al desplazamiento de los dispersores entre dos excitaciones.
El enfoque se describe en el artículo como permitiendo la generación eficiente de datos simulados por ordenador para evaluar con precisión varias técnicas de procesamiento. Además, se describe que el enfoque conduce a una nueva clase de estimadores de velocidad en el dominio del tiempo que miden los cambios de tiempo que son proporcionales a la velocidad sanguínea local. Primero se calcula una función de correlación cruzada local a partir de un par de ecos regulados por intervalo y, a continuación, se determina el cambio de tiempo buscando la posición temporal con la correlación máxima. La técnica de correlación temporal se describe como la provisión de perfiles de velocidad precisos con transductores de banda ancha. El artículo describe que las limitaciones de velocidad clásicas del pulso-Doppler se superan porque no hay ambigüedad al medir un cambio de tiempo en lugar de un cambio de fase.
La disertación del Dr. Peter Munk, titulada “ Estimation of blood velocity vectors using ultrasound” , Technical University de Dinamarca, 2000, describe técnicas de ultrasonido adicionales.
Un artículo de 1993 del IEEE Transactions on Biomedical Engineering, titulado “ Implementation of ultrasound timedomain cross-correlation blood velocity estimators” , de Jorgen Jensen, describe la implementación de estimadores de velocidad sanguínea en tiempo real mediante la correlación cruzada en el dominio del tiempo. Se presenta un algoritmo para realizar la cancelación del eco estacionario, la estimación de la correlación cruzada y la posterior estimación de velocidad. En el algoritmo se utilizan datos muestreados adquiridos a velocidades de aproximadamente 20 MHz. El algoritmo se analiza con respecto a la alta frecuencia de muestreo y se sugiere un método para realizar el movimiento de datos a alta velocidad y la correlación cruzada en tiempo real. Se proponen esquemas de implementación basados en el uso del signo de los datos, así como en la precisión total. A partir del análisis del proceso, el artículo concluye que la implementación de datos de señales puede lograr un procesamiento en tiempo real. El artículo describe que también se puede obtener un procesamiento en tiempo real para los datos de precisión completa, pero a costa de utilizar varios chips de procesamiento de señales dedicados. Las dos implantaciones sugeridas se describen como capaces de gestionar la estimación de las velocidades de las líneas A adquiridas a partir de múltiples direcciones.
El documento US 2010/0280373 se refiere a la obtención de imágenes por ultrasonidos y describe sistemas para proporcionar retroalimentación para ultrasonidos focalizados de alta intensidad.
El documento KR 2017 0091813 se refiere a un aparato de terapia ultrasónica para imágenes de ultrasonidos y ultrasonidos focalizados de alta intensidad.
El documento US 6425867 se refiere a la obtención de imágenes ultrasónicas en tiempo real sin ruido de un sitio de tratamiento sometido a una terapia de ultrasonidos focalizados de alta intensidad.
El documento US 2016/0120511 se refiere a un aparato médico ultrasónico que mide la coagulación de un tejido.
El documento US 6875176 se refiere a sistemas y métodos para realizar evaluaciones fisiológicas no invasivas a partir de datos adquiridos mediante la detección de propiedades acústicas del tejido mediante pulsos de interrogación por ultrasonidos.
Resumen de la invención
Según la presente invención, se proporciona un aparato para su uso con una región focal de energía de ultrasonidos focalizados de alta intensidad, como se define en la reivindicación 1 adjunta. Las realizaciones de la presente invención se definen en las reivindicaciones adjuntas que dependen de la reivindicación independiente 1.
Se describen métodos y se proporcionan aparatos para evaluar una característica, por ejemplo, amplitud de desplazamiento, velocidad de partículas o intensidad, de un campo acústico, según algunas aplicaciones de la presente descripción. Un primer transductor acústico genera un primer campo acústico a una primera frecuencia en una región de un medio, lo que genera un movimiento oscilatorio de los dispersores dispuestos dentro del medio en la región, oscilando cada dispersor alrededor de una posición de equilibrio respectiva. El movimiento oscilatorio de estas partículas se conoce como velocidad de partículas del campo acústico y las oscilaciones se producen a la frecuencia del primer campo acústico. Un segundo transductor acústico transmite pulsos sucesivos a la región y recibe los ecos respectivos de cada pulso que se dispersa desde un dispersor oscilante en la región. Cada pulso acústico tiene una frecuencia central que es mayor que la primera frecuencia.
Según algunas aplicaciones de la presente descripción, se usan dos pulsos que están sincronizados con el primer campo acústico para obtener una medición de la amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante. El intervalo de tiempo entre la transmisión del primer y el segundo pulsos es n+0,5 veces el período del primer campo acústico, siendo n un entero positivo que es al menos 5 y/o inferior o igual a 1000, y los dos pulsos se sincronizan con el primer campo acústico de manera que el primer pulso se dispersa fuera del dispersor oscilante cuando el dispersor oscilante está en un primer extremo de desplazamiento, por ejemplo, un desplazamiento positivo máximo, con respecto a la posición de equilibrio, y el segundo pulso se dispersa fuera del dispersor oscilante cuando el dispersor está en un segundo extremo de desplazamiento que es opuesto al primer extremo de desplazamiento, por ejemplo, un desplazamiento negativo máximo, con respecto a la posición de equilibrio. Debido al movimiento del dispersor oscilante y a la sincronización con el primer campo acústico, el desplazamiento que sufre el dispersor en el intervalo de tiempo entre los dos pulsos es la amplitud de desplazamiento del dispersor. Los ecos respectivos se reciben en diferentes momentos respectivos, y cada eco se mide desde el momento en que se transmitió su pulso respectivo. Se usa un procesador informático para extraer el cambio de tiempo entre los ecos recibidos y, basándose en el cambio de tiempo extraído, calcular la amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante.
Alternativamente, según algunas aplicaciones de la presente descripción, los pulsos acústicos no están sincronizados con el primer campo acústico, por ejemplo, los pulsos acústicos no están espaciados por igual en el tiempo y/o no se transmiten a intervalos de tiempo controlados. El segundo transductor puede transmitir al menos 5 pulsos acústicos a la región y recibir los ecos respectivos de cada dispersión de pulsos desde un dispersor oscilante. Se usa un procesador informático para extraer una serie de cambios de tiempo. En este caso, cada cambio de tiempo puede estar entre dos ecos recibidos. Se puede estimar una serie de desplazamientos basándose en los cambios de tiempo extraídos, y se puede aplicar un análisis estadístico para derivar la amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante.
Según algunas aplicaciones de la presente descripción, se proporciona un aparato para determinar la ubicación y el tamaño de una región focal de energía de HIFU emitida a una primera frecuencia en una región de un medio. La ubicación y el tamaño de la región focal se pueden determinar mapeando la amplitud de desplazamiento o la amplitud de velocidad de partículas en el campo acústico generado por la energía de HIFU utilizando pulsos acústicos que se transmiten a la región, teniendo cada pulso una frecuencia central que es mayor que la primera frecuencia. Las imágenes de ultrasonidos se pueden utilizar para guiar la región focal durante el tratamiento. Un primer transductor acústico emite energía de HIFU para generar un primer campo acústico en la región, generando el movimiento oscilatorio de los dispersores en la región, y se usa una sonda acústica para generar imágenes de ultrasonidos. La sonda acústica o un segundo transductor transmiten dos pulsos acústicos que están sincronizados con el primer campo acústico, tal como se ha descrito anteriormente, y reciben los ecos respectivos de los pulsos que se dispersan desde un dispersor oscilante en la región. Se usa un procesador informático para (a) generar una ecografía en tiempo real del medio, (b) extraer un cambio de tiempo entre los ecos recibidos, (c) basándose en el cambio de tiempo extraído, calcular una amplitud de desplazamiento del primer campo acústico de la región y (d) generar un mapa de amplitudes de desplazamiento en una parte de la ecografía correspondiente a la región. El área dentro de la región que tiene la mayor amplitud de desplazamiento corresponde al área donde la intensidad de la energía de HIFU es la más alta, es decir, la región focal de la energía de HIFU.
Por lo tanto, según algunas aplicaciones de la presente invención, se proporciona un aparato para su uso con una región focal de energía de ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU), incluyendo el aparato:
un primer transductor de ultrasonidos configurado para transmitir un primer campo acústico emitiendo la energía de HIFU a una región de un medio a una primera frecuencia, generando el primer campo acústico un movimiento oscilatorio a la primera frecuencia de los dispersores dispuestos en la región, oscilando cada dispersor alrededor de una posición de equilibrio respectiva;
una sonda acústica,
en donde la sonda acústica está configurada para emitir energía de ultrasonidos de pulso eco al medio a una frecuencia de obtención de imágenes, y
en donde un elemento acústico seleccionado del grupo que consiste en el primer transductor de ultrasonidos, un segundo transductor de ultrasonidos y la sonda acústica está configurado para (i) transmitir el primer y el segundo pulsos acústicos a la región, teniendo cada pulso una frecuencia central que es mayor que la primera frecuencia, y el intervalo de tiempo entre los pulsos es n+0,5 veces el período del primer campo acústico, siendo n un número entero positivo, y (ii) recibir los ecos respectivos de cada pulso que se dispersan de un dispersor oscilante en la región,
sincronizándose el primer y segundo pulsos con el primer campo acústico de manera que el primer pulso se dispersa fuera del dispersor oscilante cuando el dispersor oscilante está en un primer extremo de desplazamiento con respecto a la posición de equilibrio, y el segundo pulso se dispersa fuera del dispersor oscilante cuando el dispersor oscilante está en un segundo extremo de desplazamiento que está opuesto al primer extremo de desplazamiento con respecto a la posición de equilibrio; y
un procesador informático configurado para (a) generar una ecografía en tiempo real del medio basándose en los reflejos de la energía de ultrasonidos de pulso eco que transmite la sonda acústica, (b) extraer un cambio de tiempo entre los ecos recibidos que se debe al movimiento del dispersor oscilante, (c) basándose en el cambio de tiempo extraído, calcular una amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante y (d) generar un mapa de amplitudes de desplazamiento en un parte de la ecografía correspondiente a la región.
Para algunas aplicaciones, el elemento acústico incluye el segundo transductor de ultrasonidos.
Para algunas aplicaciones, el elemento acústico incluye la sonda acústica.
Para algunas aplicaciones, el elemento acústico incluye el primer transductor de ultrasonidos.
Para algunas aplicaciones, la primera frecuencia es de 0,1 a 5 MHz.
Para algunas aplicaciones, la frecuencia central de cada pulso es al menos de 5 a 50 por encima de la primera frecuencia.
Para algunas aplicaciones, la frecuencia de obtención de imágenes es de 1 a 50 MHz.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado además para (a) basándose en la amplitud de desplazamiento, calcular una amplitud de velocidad del primer campo acústico en la región y (b) generar un mapa de amplitudes de velocidad en una parte de la ecografía correspondiente a la región.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado además para (a) basándose en la amplitud de velocidad, calcular una intensidad del primer campo acústico en la región y (b) generar un mapa de intensidades del primer campo acústico en una parte de la ecografía correspondiente a la región.
Para algunas aplicaciones, el medio es el tejido del cuerpo de un sujeto y en donde el primer transductor de ultrasonidos está configurado para provocar un efecto terapéutico en el tejido emitiendo la energía de HIFU al tejido.
Para algunas aplicaciones, el dispersor oscilante es una falta de homogeneidad en el tejido.
Para algunas aplicaciones, el primer transductor de ultrasonidos está configurado para provocar el efecto terapéutico en el tejido calentando el tejido.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado además para monitorizar un cambio en una propiedad mecánica del tejido monitorizando una variación temporal de la amplitud de desplazamiento; y
en respuesta a la monitorización, terminar el primer campo acústico cuando la propiedad mecánica del tejido alcanza un valor umbral.
Para algunas aplicaciones, la propiedad mecánica del tejido es la impedancia mecánica del tejido, y en donde el procesador informático está configurado para (a) monitorizar un cambio en la impedancia mecánica del tejido monitorizando una variación temporal de la amplitud de desplazamiento, y (b) en respuesta a la monitorización, terminar el primer campo acústico cuando la impedancia mecánica del tejido alcanza un valor umbral.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado para monitorizar el cambio en la característica durante un período de tiempo de 1 a 120 segundos.
Para algunas aplicaciones:
el primer transductor de ultrasonidos está configurado para funcionar en distintos modos de calibración y terapia para facilitar la aplicación de la energía de HIFU terapéutica a una ubicación objetivo, emitiendo en cada uno de los modos la energía de HIFU con uno o más parámetros respectivos diferentes, y
el procesador informático está configurado para variar uno o más parámetros respectivos de manera que cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la energía de HIFU provoca un efecto terapéutico en el tejido, mientras que cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo de calibración, la energía de HIFU no provoca un efecto terapéutico en el tejido.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado para variar la duración de un pulso de HIFU de la energía de HIFU, de modo que cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la duración del pulso de HIFU es mayor que la duración del pulso de HIFU cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo de calibración.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado para variar un ciclo de trabajo de la energía de HIFU, de manera que cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, el ciclo de trabajo es más alto que el ciclo de trabajo cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo de calibración.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado para variar la potencia de la energía de HIFU, de modo que cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la potencia de la energía de HIFU es mayor que la potencia de la energía de HIFU cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo de calibración.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático está configurado para monitorizar el tejido cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico y para variar los parámetros del modo terapéutico según la monitorización con el fin de alterar un efecto sobre el tejido.
Para algunas aplicaciones, el aparato incluye una unidad de focalización configurada para mover la región focal de la energía de HIFU cuando el primer transductor de ultrasonidos funciona en el modo de calibración.
Para algunas aplicaciones, la unidad de focalización está configurada de tal manera que el movimiento manual de la unidad de focalización mueve la región focal de la energía de HIFU dentro del medio moviendo el primer transductor de ultrasonidos con respecto al medio.
Para algunas aplicaciones, la unidad de focalización incluye (i) un controlador del primer transductor y (ii) circuitos de focalización configurados para (a) obtener datos correspondientes a la región focal de la energía de HIFU en un mapa seleccionado del grupo que consiste en: el mapa de amplitudes de desplazamiento, el mapa de amplitudes de velocidad y el mapa de intensidades, (b) obtener datos correspondientes a una ubicación objetivo en el medio y (c) enviar una señal eléctrica al controlador del primer transductor, en donde el controlador del primer transductor está configurado para recibir la señal eléctrica y en respuesta a la misma, mover la región focal de la energía de HIFU hacia la ubicación objetivo dentro del medio.
Para algunas aplicaciones, el controlador del primer transductor está configurado para (a) mover la región focal de la energía de HIFU con respecto al primer transductor de ultrasonidos, y (b) cambiar el tamaño de la región focal de la energía de HIFU aplicando un control de matriz en fases a la energía de HIFU emitida por el primer transductor de ultrasonidos.
Para algunas aplicaciones, el controlador del primer transductor está configurado para mover la región focal de la energía de HIFU moviendo el primer transductor de ultrasonidos con respecto al medio.
Para algunas aplicaciones, el aparato incluye además una única carcasa a la que se acoplan el primer transductor de ultrasonidos y el elemento acústico, en donde la carcasa alinea el primer campo acústico y los pulsos acústicos para que sean paralelos o antiparalelos.
La presente invención se entenderá más completamente a partir de la siguiente descripción detallada de aplicaciones de la misma, tomada junto con los dibujos, donde:
Breve descripción de los dibujos
la Figura 1A es una ilustración esquemática de un primer transductor acústico que transmite un primer campo acústico a una región, un dispersor oscilante en la región y un segundo transductor acústico que transmite pulsos acústicos hacia la partícula oscilante;
la Figura 1B es un gráfico que muestra múltiples líneas A en el eje x y el tiempo en donde cada eco respectivo fue recibido por el segundo transductor en el eje y;
la Figura 2 es una ilustración esquemática de la sincronización entre los pulsos acústicos y el primer campo acústico;
la Figura 3A es un gráfico que muestra ocho líneas A y con los respectivos ecos mostrados en las líneas A;
la Figura 3B es un gráfico que muestra las mediciones de los valores de señal en un punto de muestreo específico a lo largo de líneas A sucesivas;
la Figura 4 es una ilustración esquemática de un transductor de ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU) y una sonda acústica colocados ambos contra la piel de un sujeto, según algunas aplicaciones de la presente invención; y
la Figura 5 es una ilustración esquemática de un transductor HIFU y una sonda acústica dispuestos en una sola unidad, según algunas aplicaciones de la presente invención.
Descripción detallada
Un campo acústico que se propaga en un medio genera un movimiento oscilatorio de partículas, o dispersores, dentro del medio, un fenómeno conocido como velocidad de partículas del campo acústico. Las oscilaciones se producen a la frecuencia del campo acústico. La intensidad del campo acústico se refiere a (a) la presión p y (b) la velocidad u de partículas. En campos armónicos, con frecuencia f, la amplitud U de velocidad de partículas está relacionada con la amplitud D de desplazamiento, como se muestra más adelante en la Ecuación 8. La presión y la velocidad de partículas se relacionan a través de la impedancia mecánica del medio, mediante la ecuación Z = p/u. Por lo tanto, suponiendo un medio de impedancia mecánica constante Z, la amplitud de desplazamiento y la amplitud de velocidad de los dispersores oscilantes en una región de mayor intensidad son más altas que la amplitud de desplazamiento y la amplitud de velocidad de los dispersores oscilantes en una región de menor intensidad, es decir, en regiones con impedancia mecánica constante Z, la velocidad de partículas del campo acústico es más alta en la región de mayor intensidad dentro del campo.
La intensidad de un campo acústico es el producto de la presión p y la velocidad u de partículas, según la ecuación siguiente:
I(t) - p(t) u(t), [Ecuación 1]
donde I es la intensidad instantánea en alguna posición del espacio, p es la presión y u es la velocidad de partículas en esa posición.
La impedancia mecánica compleja local Z del medio se define por:
[Ecuación 2]
donde p y u son las amplitudes complejas de las ondas armónicas de presión y velocidad de partículas, en consecuencia, a una frecuencia específica. La impedancia mecánica Z es una característica del medio y puede depender de la posición y de la frecuencia. Un ejemplo ilustrativo, que utiliza números que están cerca de los de los ultrasonidos terapéuticos, es el siguiente:
• Z = 1,5 MRayl.,
• amplitud de presión p = 1,5 MPa, y por lo tanto
• amplitud de velocidad de partículas u = 1,5 [MPa]/1,5 [MRayl.] = 1 [m/s].
La intensidad promediada en el tiempo del campo acústico se puede escribir de la forma:
I = pA2/ (2 Z),[Ecuación 3]
proporcionando la intensidad I en términos de amplitud p de presión. De manera equivalente, la presión p puede sustituirse en la Ecuación 3 por el producto de la impedancia Z y la velocidad u de partículas para obtener
[Ecuación 4]
lo que da una intensidad I en términos de velocidad u de partículas.
La velocidad u de partículas es una función de la intensidad I y la impedancia Z, según la siguiente ecuación:
u = raíz cuadrada(2 I/Z), [Ecuación 5]
por lo tanto, para una intensidad I dada, los cambios en la impedancia Z darán como resultado un cambio en la velocidad u de partículas.
La posición z(t) del dispersor oscilante en un punto determinado en el tiempo t puede escribirse de la forma:
z(t) = zO D cos(2 pi f t phi), [Ecuación 6]
donde z0 es la posición de equilibrio del dispersor, D es la amplitud de desplazamiento medida desde la posición de equilibrio, phi es la fase y f es la frecuencia del campo acústico.
En campos armónicos, con frecuencia f, la velocidad u(t) de partículas puede escribirse de la forma:
u(t) = U sen (2 pi f t phi2), [Ecuación 7]
donde U es la amplitud U de velocidad de partículas.
La amplitud U de velocidad de partículas está relacionada con la amplitud D de desplazamiento, según la siguiente ecuación:
U - 2 p i f D . [Ecuación 8]
Ahora se hace referencia a la Figura 1A, que es una ilustración esquemática del primer transductor acústico 20 que transmite un primer campo acústico 22 a una región 24 de un medio 26, un dispersor oscilante 28 en la región 24 y un segundo transductor acústico 30 que transmite un campo 23 de diagnóstico a la región y transmite pulsos acústicos hacia el dispersor oscilante 28. El primer transductor acústico 20 y el segundo transductor acústico 30 pueden estar acoplados a una única carcasa, tal como la carcasa 42 en la Figura 5, que alinea el primer campo acústico 22 y los pulsos acústicos para que sean paralelos o antiparalelos, es decir, la carcasa 42 alinea el eje del primer campo acústico 22 y la dirección de propagación de los pulsos acústicos para que sea paralela o antiparalela. El primer transductor acústico 20 transmite el primer campo acústico 22, por ejemplo, emitiendo energía de ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU), a la región 24 a una primera frecuencia f1, que normalmente es de al menos 0,1 MHz y/o inferior a 5 MHz. El primer campo acústico 22 puede ser, por ejemplo, un campo enfocado con un punto focal o volumen focal colocado a cierta distancia por delante del transductor. El primer campo acústico 22 genera un movimiento oscilatorio de los dispersores, tales como el dispersor 28, dispuesto en la región 24. Las oscilaciones de los dispersores son la velocidad de partículas del primer campo acústico 22 y son una característica fundamental del campo acústico. Los dispersores oscilan a la primera frecuencia f1, oscilando cada dispersor alrededor de una posición de equilibrio respectiva, tal como la posición z0 de equilibrio que se muestra en la Figura 2.
Para algunas aplicaciones, el segundo transductor acústico 30 genera líneas A transmitiendo pulsos acústicos a la región 24, tal como el primer pulso acústico 32 y el segundo pulso acústico 34 mostrados en la Figura 2. Cada uno del primer y segundo pulsos acústicos 32 y 34 tiene una frecuencia central f2 que es mayor que la primera frecuencia f1, por ejemplo, al menos 5 y/o menos de 50 veces mayor que la primera frecuencia f1. El intervalo de tiempo entre líneas A sucesivas, por ejemplo, el intervalo de tiempo entre el primer impulso acústico 32 y el segundo impulso acústico 34, es n+0,5 veces el período T1 del primer campo acústico 22, donde n es un número entero positivo. Establecer el intervalo de tiempo para que sea n+0,5 veces el período T1 significa que el dispersor realizará exactamente n+0,5 oscilaciones entre las líneas A. Si el primer impulso acústico 32 y el segundo impulso acústico 34 están sincronizados con el primer campo acústico 22, como se describe más adelante con respecto a la Figura 2, entonces cada impulso se dispersará fuera del dispersor 28 cuando el dispersor 28 esté en una posición negativa máxima z- en su trayectoria o en una posición positiva máxima z+ en su trayectoria.
Ahora se hace referencia a la Figura 1B, que es un gráfico que muestra múltiples líneas A en el eje x y el tiempo en que cada eco respectivo fue recibido por el segundo transductor en el eje y. La sincronización con el primer campo acústico 22, tal como se describe más adelante con respecto a la Figura 2, permite recibir un primer eco desde el primer pulso 32 que se dispersa desde el dispersor 28 en la posición negativa máxima z-, y un segundo eco desde el segundo pulso 34 que se dispersa desde el dispersor 28 en la posición positiva máxima z+. A modo de ejemplo, se muestran 8 líneas A en el gráfico, con intervalos de tiempo iguales Tprf entre las mismas, siendo Tprf igual a n+0,5 veces el período T1. Debido a la sincronización, los ecos 35 de las líneas A 1, 3, 5 y 7 se reciben desde un dispersor de pulsos acústicos del dispersor 28 en z-, y los ecos 33 de las líneas A 2, 4, 6 y 8 se reciben desde un dispersor de pulsos acústicos fuera del dispersor 28 en z+. Los respectivos ecos recibidos de cada línea A se representan gráficamente en función del tiempo en el eje y, representando el tiempo en que se recibe cada eco respectivo, cada tiempo medido con respecto al tiempo en que se transmitió cada pulso respectivo. Surge un cambio dT de tiempo entre ecos sucesivos. La escala de tiempo de 1 a 100 microsegundos se muestra como un ejemplo arbitrario.
Ahora se hace referencia a la Figura 2, que es una ilustración esquemática de la sincronización entre los pulsos acústicos y el primer campo acústico 22. Durante las oscilaciones de cada dispersor bajo la influencia del primer campo acústico 22, cada dispersor alcanza un desplazamiento positivo máximo z0+D desde la posición z0 de equilibrio y un desplazamiento negativo máximo z0-D desde la posición z0 de equilibrio. El desplazamiento total de cada dispersor oscilante es, por lo tanto, igual a 2D. Las oscilaciones son consistentes en el tiempo y aparecerían como una onda sinusoidal continua cuando se grafica el desplazamiento Z(t) en función del tiempo (t); sin embargo, con el fin de mostrar claramente la sincronización, como se describe a continuación, solo aparecen unos pocos períodos distintos de la oscilación en la Figura 2.
El primer pulso 32 y el segundo pulso 34 pueden sincronizarse con el primer campo acústico 22 de manera que (a) el primer pulso 32 se dispersa fuera de un dispersor oscilante, tal como el dispersor 28 en la Figura 1A, cuando el dispersor 28 está en un primer extremo 36 de desplazamiento, por ejemplo, el desplazamiento positivo máximo D, con respecto a la posición z0 de equilibrio, y (b) el segundo pulso se dispersa fuera del dispersor 28 cuando el dispersor 28 está en un segundo extremo 38 de desplazamiento que está opuesto al primer extremo de desplazamiento, por ejemplo, el desplazamiento negativo máximo -D, con respecto a la posición z0 de equilibrio. El pulso 32' representa el primer pulso acústico 32 que se dispersa fuera del dispersor 28 cuando el dispersor 28 está ubicado en el primer extremo 36 de desplazamiento. El pulso 34' representa el segundo pulso acústico 34 que se dispersa fuera del dispersor 28 cuando el dispersor 28 está ubicado en el segundo extremo 38 de desplazamiento. El eco 33 es el eco recibido del primer impulso acústico 32, y el eco 35 es el eco recibido del segundo impulso acústico 34.
El intervalo Tprf de tiempo entre el primer y segundo pulsos acústicos 32 y 34 está limitado por una profundidad de penetración deseada. Entre cada pulso transmitido debe haber al menos tiempo suficiente para que el primer pulso transmitido alcance la profundidad de penetración, se disperse fuera del dispersor y para que se reciba el eco. Por ejemplo, es probable que el Tprf sea de al menos 100 microsegundos, es decir, las líneas A se pulsan a un PRF de menos de 10 kHz, mientras que la primera frecuencia f1 del primer campo acústico 22 puede ser tan alta como 5 MHz. Por lo tanto, el dispersor 28 puede presentar cientos de oscilaciones entre cada línea A. La sincronización de los pulsos con el primer campo acústico 22, tal como se ha descrito anteriormente, permite que el dispersor realice n+0,5 oscilaciones sin dejar de garantizar que cada eco se reciba del dispersor cuando se encuentra en un extremo de desplazamiento. La sincronización incluye (a) establecer los intervalos Tprf de tiempo para que sean n+0,5 veces el período T1, así como (b) sincronizar los pulsos con la fase de las oscilaciones para garantizar que, después de las n+0,5 oscilaciones, el dispersor esté en un extremo de su desplazamiento y no, por ejemplo, en la posición z0 de equilibrio.
El resultado es que entre cada par de ecos recibidos, el dispersor 28 sufre un desplazamiento total de 2D. El eco 33 se recibe en el tiempo t1 después de la transmisión del primer pulso acústico 32, y el eco 35 se recibe en el tiempo t2 después de la transmisión del segundo pulso acústico 34. El cambio dT de tiempo es igual a t2-t1 y está relacionado con el desplazamiento 2D del dispersor. Se usa al menos un procesador informático 29 para extraer el cambio dT de tiempo entre los ecos recibidos y, basándose en el cambio dT de tiempo extraído, calcular la amplitud D de desplazamiento del dispersor oscilante 28, que está relacionada con la velocidad local de la partícula (Ecuación 8) y, por lo tanto, con la intensidad local del primer campo acústico 22 en la ubicación del dispersor oscilante (Ecuación 4). La ubicación del dispersor oscilante 28 se refiere a una ubicación en la región 24 que incluye todo el espacio sobre el que oscila el dispersor oscilante. El procesador informático 29 emite, o acciona, un dispositivo de salida, tal como el dispositivo 40 de salida mostrado en la Figura 4, para emitir una indicación de la amplitud D de desplazamiento del dispersor oscilante 28.
El desplazamiento D puede usarse para derivar al menos un parámetro del primer campo acústico 22, tal como la amplitud de velocidad. Basándose en la amplitud D de desplazamiento, el procesador informático 29 puede usar la Ecuación 7 para calcular una amplitud de velocidad del dispersor oscilante 28. Conociendo la impedancia mecánica del medio, el procesador informático 29 también puede usar la Ecuación 4 para calcular la intensidad del primer campo acústico 22 en la ubicación del dispersor oscilante 28, o usar la Ecuación 2 para calcular la presión del primer campo acústico 22 en la ubicación del dispersor oscilante 28. Si se conoce una amplitud de presión en la ubicación del dispersor oscilante 28, entonces el procesador informático 29 puede usar la Ecuación 2 para calcular la impedancia mecánica del medio en la ubicación del dispersor oscilante 28. El procesador informático 29 emite o acciona un dispositivo de salida, tal como el dispositivo 40 de salida, para emitir indicaciones de los parámetros anteriormente mencionados del primer campo acústico 22, por ejemplo, velocidad, amplitud, intensidad e impedancia mecánica en términos de valor cuadrático medio, varianza, valor máximo, valor pico a pico, amplitud y/o fase.
Para algunas aplicaciones, el segundo transductor acústico 30 transmite una pluralidad de primer y segundo pares de pulsos acústicos 32 y 34 en una pluralidad de direcciones respectivas en la región 24, y recibe los ecos respectivos de cada pulso que se dispersa desde los dispersores oscilantes respectivos. Cada par de pulsos está sincronizado con el primer campo acústico 22 tal como se ha descrito anteriormente. El procesador informático 29 extrae los cambios dT de tiempo respectivos entre los pares de ecos recibidos 33 y 35 respectivos. Basándose en los cambios de tiempo extraídos, el procesador informático 29 puede calcular las respectivas amplitudes D de desplazamiento de los dispersores oscilantes respectivos y emitir, o accionar un dispositivo de salida para emitir, las respectivas indicaciones de las respectivas amplitudes de desplazamiento y generar una imagen bidimensional, por ejemplo, un mapa, de las respectivas amplitudes de desplazamiento en la región.
Como se ha descrito anteriormente, las amplitudes de velocidad respectivas de los dispersores oscilantes respectivos pueden calcularse basándose en las amplitudes de desplazamiento respectivas, y las intensidades respectivas del primer campo acústico 22 en la región pueden calcularse basándose en las amplitudes de velocidad respectivas. El procesador informático 29 puede emitir, o accionar un dispositivo de salida para emitir, indicaciones respectivas de las amplitudes e intensidades de velocidad, y generar imágenes bidimensionales respectivas, por ejemplo, mapas respectivos, de las amplitudes de velocidad respectivas en la región y las intensidades respectivas del primer campo acústico 22 en la región.
Para algunas aplicaciones, el segundo transductor acústico 30 puede ser, por ejemplo, una sonda de matriz lineal, una sonda de matriz convexa, una sonda de matriz en fase o cualquier otro diseño estándar para una sonda de diagnóstico que esté configurada para la operación de formación de haces y eco de pulsos, incluida la obtención de imágenes Doppler en color. El procesador informático 29 está configurado para funcionar en modo de pulso eco y para realizar técnicas de formación de haces con el fin de adquirir los datos de eco desde una ubicación específica en el medio 26. Normalmente, se usa la misma matriz de elementos piezoeléctricos para generar una ecografía y los mapas respectivos del primer campo acústico 22: primero, la ecografía se genera usando ultrasonidos de pulso eco a una frecuencia de obtención de imágenes y, a continuación, los mapas respectivos se generan como se ha descrito anteriormente en el presente documento. La ecografía proporciona capacidades de orientación. Por ejemplo, una ubicación objetivo 44, por ejemplo, un tumor, se puede ver en la ecografía, y la región focal del primer campo acústico 22 se puede ver en el mapa. Cuando se fusiona en una imagen, se proporciona una retroalimentación en tiempo real de la ubicación de la región focal con respecto a la ubicación objetivo 44. Se puede usar una unidad de focalización, tal como la que se muestra en la Figura 4, para mover la región focal a la ubicación objetivo 44.
Se observa que se pueden comercializar aparatos que incluyen el segundo transductor acústico 30 y el procesador informático 29, pero no el primer transductor acústico 20. Dicho aparato tendría todas las mismas propiedades que las descritas anteriormente. En tal caso, el segundo transductor acústico 30 junto con el procesador informático 29 pueden usarse para evaluar una característica, por ejemplo, la amplitud de desplazamiento o la velocidad de partículas, de un primer campo acústico ya existente.
Para algunas aplicaciones, la amplitud D de desplazamiento del dispersor oscilante 28 puede obtenerse sin la sincronización de los pulsos acústicos con el primer campo acústico 22. El segundo transductor acústico 30 puede transmitir al menos 5 pulsos acústicos, por ejemplo, menos de 50 pulsos acústicos, a la región 24. Cada pulso tiene una frecuencia central que es al menos 5 y/o menos de 50 veces mayor que la primera frecuencia f1 del primer campo acústico 22. Los ecos respectivos de cada dispersión de pulsos desde un dispersor oscilante, tal como el dispersor 28, son recibidos por el segundo transductor acústico 30. El procesador informático 29 extrae una serie de cambios de tiempo. Cada cambio de tiempo individual de la serie no tiene que estar entre dos ecos sucesivos, sino que cada cambio de tiempo puede estar entre dos ecos recibidos. Por ejemplo, si se reciben 5 ecos, entonces se puede extraer un total de 10 cambios dT de tiempo, por ejemplo, entre los ecos 1 y 2, 2 y 3, 3 y 4, 4 y 5, 1 y 3, 1 y 4, 1 y 5, 2 y 4, 2 y 5, y 3 y 5. Para algunas aplicaciones, el procesador informático 29 selecciona dos de los ecos recibidos entre los que se encuentra el mayor cambio de tiempo.
Se puede estimar una serie de amplitudes de desplazamiento respectivas del dispersor 28 basándose en la serie extraída de cambios de tiempo, y luego se usa el análisis estadístico para derivar la amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante 28. Una vez que se obtiene la amplitud de desplazamiento, el procesador informático 29 emite, o acciona un dispositivo de salida para que emita, una indicación de la amplitud de desplazamiento. Como se ha descrito anteriormente, una vez que se ha obtenido la amplitud de desplazamiento de la oscilación, se pueden calcular la velocidad, la amplitud de la oscilación y la intensidad en la ubicación del dispersor, y se pueden generar los mapas respectivos del primer campo acústico 22.
Los algoritmos estándar, como la autocorrelación para la detección de fase, tal como se describe en la referencia de Kasai mencionada anteriormente, describen el cálculo de una velocidad de flujo constante supuesta a partir de un cambio de fase derivado, utilizando la ecuación
v = c phi(T) / (4 pi fT),
lo que da la componente paralela de la velocidad en términos de la fase phi(T) que se adquiere durante el tiempo T, donde T es el tiempo entre líneas A sucesivas (T prf) y f es la frecuencia central del pulso. Sin embargo, en el caso de la velocidad de partícula, la velocidad no es constante durante el intervalo de tiempo entre líneas A sucesivas. Por lo tanto, según algunas aplicaciones de la presente descripción, la amplitud de desplazamiento D se calcula usando:
2D = c phi(T) / (4 pi f),
y la amplitud U de velocidad de partículas se calcula utilizando:
U = 2 pi f1 D = c phi(T) f1 / (4 f).
donde f1 es la frecuencia del primer campo acústico 22.
De manera similar, los algoritmos de correlación cruzada, como los descritos en la referencia de Bonnefous mencionada anteriormente, generalmente derivan el cambio dT de tiempo y lo usan para estimar una velocidad constante supuesta mediante:
v = c d T / ( 2 T).
En el caso de la velocidad de partículas, el cambio de tiempo se utiliza para derivar la amplitud D de desplazamiento de la siguiente manera:
D = c dT / 2
y la amplitud U de velocidad de partícula mediante:
A continuación, se hace referencia a la Figura 3A, que es un gráfico que muestra 8 líneas A y con los respectivos ecos mostrados en las líneas A, y a la Figura 3B, que es un gráfico que muestra el valor de una señal recibida Sk(n) para un punto n de muestreo específico a través de líneas A sucesivas, donde k es el número de índice de la línea A. Por ejemplo, un punto de muestreo número 700 en la segunda línea A se escribe como S2(700) y el mismo punto de muestreo en la tercera línea A se escribe como S3(700). El índice n puede tener valores de 0 a N-1, donde N es el número total de puntos de muestreo en la línea A. La Figura 3A muestra 8 líneas A sucesivas, todas transmitidas desde la misma dirección pero en momentos diferentes, siendo constante el intervalo Tprf de tiempo entre cada par de líneas. A modo de ejemplo, la longitud de cada línea A es de 100 microsegundos y la frecuencia de muestreo para cada línea A es de 100 MHz; por lo tanto, hay 10 nanosegundos entre las muestras a lo largo de cada línea A y un total de 10.000 puntos de muestreo en cada línea A. Se detecta un eco en cada línea A desde un único dispersor, tal como el dispersor 28, que presenta oscilaciones en el espacio. Los pulsos se sincronizan con el primer campo acústico 22, tal como se ha escrito anteriormente, de modo que se reciben ecos impares del dispersor en la posición negativa máxima z- y se reciben ecos pares del dispersor en la posición positiva máxima z+. En consecuencia, los tiempos respectivos de los ecos recibidos se alternan de un lado a otro, surgiendo un cambio dT de tiempo que está relacionado con el desplazamiento total 2D del dispersor oscilante 28. La línea horizontal discontinua N de la Figura 3A representa un punto de muestreo específico número n=M a lo largo de las líneas A sucesivas, representando el valor de M una profundidad específica en el medio 26. S1(M) es punto de muestreo número M en la primera línea A, y S2(M) es el mismo punto de muestreo número M en la segunda línea A. El gráfico de la Figura 3B muestra la variación del valor de señal del punto de muestreo número M sobre líneas A sucesivas. Como puede verse en la Figura 3A, S1(M) está en un máximo en el eco e1 en la primera línea A, y S2(M) está en un mínimo en el eco e2 en la segunda línea A. En consecuencia, como se muestra en la Figura 3B, el valor v i de señal del punto S1(M) de muestreo está en un valor máximo y el valor v2 de señal del punto S2(M) de muestreo está en un valor mínimo. En las líneas A sucesivas, todos los puntos de muestreo número M de las líneas A impares tienen aproximadamente el mismo valor, y todos los puntos de muestreo número M de las líneas A pares tienen aproximadamente el mismo valor (es decir, diferente del valor de las líneas A impares). La amplitud A de la variación de la señal desde el mismo punto de muestreo a lo largo de las líneas A sucesivas está relacionada con la amplitud D de desplazamiento del dispersor oscilante 28, y se puede escribir de la forma:
A = 2 sen[2 pi f2 (2D/c)], [Ecuación 9]
donde f2 es la frecuencia central del pulso, D es la amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante y c es la velocidad del sonido en el medio. La variación es a una frecuencia de PRF/2, como se puede ver en la Figura 3B
A continuación, se hace referencia a la Figura 4, que es una ilustración esquemática de un transductor HIFU y una sonda acústica colocados ambos contra la piel de un sujeto, según algunas aplicaciones de la presente invención. Se proporciona un aparato para determinar en tiempo real la ubicación y el tamaño de una región focal 46 de un haz de energía 48 de HIFU dentro de la región 24 del medio 26. Se observa que a continuación se describe un método para localizar la región focal 46 en tiempo real sin el uso de imágenes por resonancia magnética (MRI). (La MRI es una forma más cara de lograr un resultado correspondiente). Un transductor 50 de ultrasonidos genera un primer campo acústico 22 (tal como se muestra en la Figura 1) en la región 24 del medio 26 de un sujeto, emitiendo energía 48 de HIFU en la región 24 a la primera frecuencia f1. La energía 48 de HIFU genera un movimiento oscilatorio de los dispersores dentro del medio 26, por ejemplo, el tejido 52 de un sujeto, oscilando los dispersores a la primera frecuencia f1. Normalmente, el transductor 50 de ultrasonidos emite energía 48 de HIFU a una frecuencia de al menos 0,1 MHz y/o inferior a 5 MHz. Una sonda acústica 54 emite energía 56 de ultrasonidos de pulso eco al medio 26 a una frecuencia de obtención de imágenes, por ejemplo, a una frecuencia de al menos 1 MHz y/o inferior a 50 MHz. Las líneas A ultrasónicas, tales como la línea A 55, que comprenden pulsos acústicos, tales como el primer pulso acústico 32 y el segundo pulso acústico 34, tal como se describió anteriormente, se transmiten a la región 24 del medio 26 mediante la sonda acústica 54, el transductor 50 de ultrasonidos o un segundo transductor 58 de ultrasonidos (configuración no mostrada). Cada pulso acústico tiene una frecuencia central f2 que es mayor, por ejemplo, al menos 5 y/o menos de 50 veces mayor, que la primera frecuencia f1 de la energía 48 de HIFU, y un intervalo de tiempo entre los pulsos es n+0,5 veces el período T1 de la energía 48 de HIFU, siendo n un número entero positivo como se ha descrito anteriormente. (Se observa que todas las opciones que se describen en el presente documento con respecto al segundo campo acústico que se transmite mediante el transductor 50 de ultrasonidos, la sonda acústica 54 o el segundo transductor 58 de ultrasonidos son intercambiables). Los pulsos acústicos se sincronizan con la energía de HIFU, tal como se describió anteriormente, y se dispersan en los dispersores oscilantes, tales como el dispersor 28, en el medio 26, lo que da como resultado los ecos respectivos que son recibidos por la sonda acústica 54. (Se observa que todas las opciones y características de la descripción descritas anteriormente con respecto a los pulsos que no están sincronizados con el primer campo acústico 22 también se pueden aplicar aquí).
El procesador informático 29 (a) genera una ecografía 60 en tiempo real del medio 26 a partir de las reflexiones de la energía 56 de ultrasonidos de pulso eco, (b) extrae un cambio dT de tiempo entre los ecos recibidos, (c) basándose en el cambio dT de tiempo extraído, calcula una amplitud D de desplazamiento del dispersor 28 y (d) genera un mapa 62 de amplitudes de desplazamiento en una parte 64 de la ecografía 60 que corresponde a la región 24. Como se ha descrito anteriormente, también se pueden mapear las amplitudes de velocidad y la intensidad.
El mapa 62 muestra dónde es más alta la amplitud de desplazamiento o la amplitud de velocidad de los dispersores oscilantes en el primer campo acústico 22, mostrando de este modo dónde es más alta la intensidad del primer campo acústico 22, es decir, dónde está la región focal 46. Debido a que el mapa 62 que está superpuesto sobre la ecografía 60 del medio 26, la región focal 46 se puede ver con respecto a la región 24 del medio 26. La región focal 46 puede después reubicarse, por ejemplo, usando una unidad de focalización como se describe a continuación, según sea apropiado para enfocar la energía 48 de HIFU en la ubicación objetivo 66 dentro de la región 24 del medio 26.
Para algunas aplicaciones, el medio 26 es el tejido 52 de un sujeto 68 (Figura 4). El transductor 50 de ultrasonidos provoca un efecto terapéutico en el tejido 52 al emitir energía 48 de HIFU al tejido 52. Para algunas aplicaciones, el efecto terapéutico es causado por la energía 48 de HIFU que calienta el tejido 52. La energía 48 de HIFU también puede provocar otros efectos terapéuticos no térmicos, tales como, por ejemplo, cavitación, licuefacción de tejidos, necrosis celular y apoptosis celular.
Para algunas aplicaciones, el procesador informático 29 también monitoriza un cambio en una propiedad mecánica del tejido 52 monitorizando una variación temporal de la amplitud D de desplazamiento durante un período de tiempo de al menos 1 y/o menos de 120 segundos. Cuando la propiedad mecánica del tejido 52 que se está monitorizando alcanza un valor umbral, el procesador informático 29 termina la transmisión de la energía 48 de HIFU. Por ejemplo, debido a la exposición a la energía 48 de HIFU, la impedancia mecánica del tejido 52 cambia. A medida que cambia la impedancia mecánica del tejido 52, también cambia la amplitud D de desplazamiento del dispersor oscilante 28, por ejemplo, una falta de homogeneidad en el tejido 52. Cuando la impedancia mecánica del tejido 52 alcanza un valor umbral, el procesador informático 29 termina la transmisión de la energía 48 de HIFU al tejido 52.
Para facilitar la aplicación de la energía 48 de HIFU a la ubicación objetivo 66 en el tejido 52, el transductor 50 de ultrasonidos puede funcionar en distintos modos de calibración y terapia. En cada uno de los modos, el transductor ultrasónico 50 emite energía 48 de HIFU con uno o más parámetros respectivos diferentes. El procesador informático 29 varía los parámetros respectivos de los modos de calibración y terapéutico de manera que cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la energía 48 de HIFU provoca un efecto terapéutico en el tejido 52, mientras que cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo de calibración, la energía 48 de HIFU no provoca un efecto terapéutico en el tejido 52. Por ejemplo, el procesador informático 29 puede variar uno o más parámetros del siguiente conjunto:
• una duración de un pulso de energía 48 de HIFU, de manera que cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la duración del pulso es mayor que la duración del pulso cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo de calibración,
• un ciclo de trabajo de energía 48 de HIFU, de manera que cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, el ciclo de trabajo es más alto que el ciclo de trabajo cuando el transductor 50 de ultrasonidos funciona en el modo de calibración, y/o
• la potencia de la energía 48 de HIFU, de manera que cuando el transductor ultrasónico 50 funciona en el modo terapéutico, la potencia de la energía 48 de HIFU es mayor que la potencia de la energía 48 de HIFU cuando el transductor ultrasónico 50 funciona en el modo de calibración.
El funcionamiento del transductor 50 de ultrasonidos en modo de calibración permite mapear la amplitud de desplazamiento, la amplitud de velocidad y/o la intensidad del primer campo acústico 22 y localizar la región focal 46 sin causar ningún daño al tejido 52. El haz de energía 48 de HIFu puede entonces reorientarse para reubicar la región focal 46, y/o el tamaño de la región focal 46 puede cambiarse de manera que la ubicación objetivo 66 esté dentro de la región focal 46. Por lo tanto, la región focal 46 puede monitorizarse y guiarse mientras el transductor 50 de ultrasonidos está en modo de calibración, y una vez que la región focal 46 está en la ubicación correcta, el transductor 50 de ultrasonidos puede cambiarse al modo terapéutico para que la energía 48 de HIFU produzca un efecto terapéutico en el tejido 52. Para algunas aplicaciones, el procesador informático 29 monitoriza el tejido 52 mientras que el transductor 50 de ultrasonidos funciona en modo terapéutico para controlar el progreso del tratamiento. Si es apropiado, el procesador informático 29 puede variar los parámetros anteriormente mencionados del transductor 50 de ultrasonidos mientras el transductor 50 de ultrasonidos esté funcionando en modo terapéutico para alterar un efecto sobre el tejido 52 durante el tratamiento.
Se puede usar una unidad 70 de focalización para mover la región focal 46 de la energía 48 de HIFU. Para algunas aplicaciones, la unidad 70 de focalización está configurada de tal manera que el movimiento manual, por ejemplo, realizado por un operador del transductor 50 de ultrasonidos, mueve el transductor 50 de ultrasonidos con respecto al medio 26, moviendo de este modo la región focal 46 de la energía 48 de HIFU dentro del medio 26.
Alternativa o adicionalmente, la unidad 70 de focalización puede comprender un controlador 72 del primer transductor y un circuito 74 de focalización. El circuito 74 de focalización (a) obtiene datos correspondientes a la ubicación de la región focal 46 de la energía 48 de HIFU en el mapa 62 de amplitudes de desplazamiento, amplitudes de velocidad o intensidades, (b) obtiene datos correspondientes a la ubicación objetivo 66 en el medio 26, y (c) envía una señal eléctrica al controlador 72 del primer transductor. El primer controlador del transductor 72 recibe la señal eléctrica y, en respuesta a la misma, mueve la región focal 46 de la energía 48 de HIFU hacia la ubicación objetivo 66 dentro del medio 26. Por ejemplo, el primer controlador del transductor 72 puede mover la región focal 46 y/o cambiar el tamaño de la región focal 46 (a) aplicando un control de matriz en fases a la energía 48 de HIFU, o (b) moviendo el transductor 50 de ultrasonidos con respecto al medio 26, por ejemplo, utilizando un brazo robótico 76 y engranajes para mover el transductor 50 de ultrasonidos con respecto al medio 26. Para algunas aplicaciones, el circuito 74 de focalización puede (a) obtener los datos correspondientes a la ubicación de la región focal 46 y la ubicación objetivo 66 directamente del procesador informático 29, proporcionando de este modo un control de bucle cerrado del tratamiento, es decir, el procesador informático 29 envía los datos correspondientes a las posiciones relativas de la región focal 46 y la ubicación objetivo 66 a la unidad 70 de focalización, a través del circuito 74 de focalización, y la unidad 70 de focalización responde en consecuencia para llevar la región focal 46 a la ubicación objetivo 66.
Alternativa o adicionalmente, el circuito 74 de focalización puede (a) obtener datos en tiempo real del procesador informático 29 correspondientes al tamaño de la región focal 46 y (b) enviar los datos al controlador 72 del primer transductor, de modo que el controlador 72 del primer transductor pueda cambiar el tamaño de la región focal 46 para enfocar o desenfocar la energía 48 de HIFU. Por ejemplo, el tamaño de la región focal 46 puede (a) disminuirse para aumentar la intensidad de la energía 48 de HIFU en la región focal 46, o (b) aumentarse para disminuir la intensidad de la energía 48 de HIFU en la región focal 46.
A continuación se hace referencia a la Figura 5, que es una ilustración esquemática de un transductor HIFU y una sonda acústica dispuestos en una sola unidad, según algunas aplicaciones de la presente invención. El primer transductor acústico 20 puede tener una forma que tenga un orificio central, y el segundo transductor acústico 30 se coloca detrás o dentro del primer transductor 20, de manera que el primer campo acústico 22 y los pulsos acústicos de diagnóstico estén alineados, es decir, de manera que el eje del primer campo acústico 22 y la dirección de propagación de los pulsos acústicos de diagnóstico estén alineados. Por ejemplo, el Sonic-Concepts H184-002, así como otros modelos, tienen un orificio central de aproximadamente 40 mm de diámetro.
Las aplicaciones de la invención descritas en el presente documento pueden tomar la forma de un producto de programa informático accesible desde un medio utilizable por ordenador o legible por ordenador (por ejemplo, un medio legible por ordenador no transitorio) que proporciona código de programa para su uso por o en conexión con un ordenador o cualquier sistema de ejecución de instrucciones, tal como el procesador informático 29. Para el propósito de esta descripción, un medio legible por ordenador o utilizable por ordenador puede ser cualquier aparato que pueda comprender, almacenar, comunicar, propagar o transportar el programa para su uso por o en conexión con el sistema, aparato o dispositivo de ejecución de instrucciones. El medio puede ser un sistema (o aparato o dispositivo) electrónico, magnético, óptico, electromagnético, infrarrojo o semiconductor o un medio de propagación. Típicamente, el medio utilizable por ordenador o legible por ordenador es un medio no transitorio utilizable por ordenador o legible por ordenador.
Los ejemplos de un medio legible por ordenador incluyen una memoria de semiconductores o de estado sólido, cinta magnética, un disquete de ordenador extraíble, una memoria de acceso aleatorio (RAM), una memoria de solo lectura (ROM), un disco magnético rígido y un disco óptico. Los ejemplos actuales de discos ópticos incluyen una memoria compacta de solo lectura de disco (CD-ROM), lectura/escritura de disco compacto (CD-R/W) y DVD. Para algunas aplicaciones, se usa almacenamiento en la nube y/o almacenamiento en un servidor remoto.
Un sistema de procesamiento de datos adecuado para almacenar y/o ejecutar código de programa incluirá al menos un procesador (por ejemplo, procesador informático 29) acoplado directa o indirectamente a elementos de memoria a través de un bus de sistema. Los elementos de memoria pueden incluir una memoria local empleada durante la ejecución real del código de programa, almacenamiento masivo y memorias de memoria caché que proporcionan almacenamiento temporal de al menos algún código de programa para reducir el número de veces que debe recuperarse del almacenamiento masivo durante la ejecución. El sistema puede leer las instrucciones de la invención en los dispositivos de almacenamiento de programas y seguir estas instrucciones para ejecutar la metodología de las realizaciones de la invención.
Los adaptadores de red pueden acoplarse al procesador para permitir que el procesador se acople a otros procesadores o impresoras remotas o dispositivos de almacenamiento a través de redes privadas o públicas intermedias. Los módems, módem de cable y tarjetas Ethernet son solo algunos de los tipos de adaptadores de red disponibles actualmente.
El código de programa informático para llevar a cabo operaciones de aplicaciones de la presente invención puede escribirse en cualquier combinación de uno o más lenguajes de programación, que incluyen un lenguaje de programación orientado a objeto tal como Java, Smallhablar, C++ o similares y lenguajes de programación de procedimientos convencionales, tales como el lenguaje de programación C o lenguajes de programación similares.
Se entenderá que los métodos descritos en la presente memoria pueden implementarse mediante instrucciones de programa informático. Estas instrucciones del programa informático pueden proporcionarse a un procesador de un ordenador de propósito general, ordenador de propósito especial u otro aparato de procesamiento de datos programable para producir una máquina, de manera que las instrucciones, que se ejecutan a través del procesador informático (por ejemplo, procesador informático 29) u otro aparato de procesamiento de datos programable, creen medios para implementar las funciones/los actos especificados en los métodos descritos en la presente solicitud. Estas instrucciones del programa informático también pueden almacenarse en un medio legible por ordenador (por ejemplo, un medio legible por ordenador no transitorio) que puede dirigir un ordenador u otro aparato de procesamiento de datos programable para funcionar de una manera particular, de tal modo que las instrucciones almacenadas en el medio legible por ordenador producen un artículo de fabricación que incluye medios de instrucción que implementan la función/el acto especificado en los métodos descritos en la presente solicitud. Las instrucciones del programa informático también pueden cargarse en un ordenador u otro aparato de procesamiento de datos programable para hacer que se realice una serie de pasos operativas en el ordenador u otro aparato programable para producir un proceso implementado por ordenador de tal modo que las instrucciones que se ejecutan en el ordenador u otro aparato programable proporcionen procesos para implementar las funciones/actos especificados en los métodos descritos en la presente solicitud.
El procesador informático 29 de control es típicamente un dispositivo de hardware programado con instrucciones de programa informático para producir un ordenador de propósito especial. Por ejemplo, cuando se programan para realizar los métodos descritos en la presente memoria, el procesador informático actúa típicamente como un procesador informático de propósito especial. Típicamente, las operaciones descritas en la presente memoria que son realizadas por procesadores informáticos transforman el estado físico de una memoria, que es un artículo físico real, para tener una polaridad magnética diferente, una carga eléctrica distinta o similares dependiendo de la tecnología de la memoria que se usa.
Las técnicas y aparatos descritos en el presente documento pueden combinarse con las técnicas y aparatos descritos en el documento US 62/363.295 de Ben-Ezra, presentado el 17 de julio de 2016, titulado “ Doppler guided ultrasound therapy” , y en el documento PCT/IL2017/050799 de Ben-Ezra, presentado el 13 de julio de 2017, que se publicó como el documento WO 2018/015944 de Ben-Ezra, titulado “ Doppler guided ultrasound therapy” .
Los expertos en la técnica apreciarán que la presente invención no se limita a lo que se ha mostrado y descrito en particular anteriormente. Más bien, el alcance de la presente invención se define mediante las reivindicaciones adjuntas, y puede incluir tanto combinaciones como subcombinaciones de las diversas características descritas anteriormente.

Claims (15)

  1. REIVINDICACIONES
    i.Aparato para su uso mientras se aplica una región focal (46) de energía de ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU) (48), comprendiendo el aparato:
    un primer transductor (50) de ultrasonidos configurado para transmitir un primer campo acústico (22) emitiendo la energía (48) de HIFU a una región (24) de un medio (26) a una primera frecuencia, generando el primer campo acústico (22) un movimiento oscilatorio a la primera frecuencia de los dispersores (52) dispuestos en la región (24), oscilando cada dispersor alrededor de una posición de equilibrio respectiva;
    una sonda acústica (54),
    en donde la sonda acústica (54) está configurada para emitir energía (56) de ultrasonidos de pulso eco al medio (22) a una frecuencia de obtención de imágenes, y
    en donde un elemento acústico seleccionado del grupo que consiste en el primer transductor (50) de ultrasonidos, un segundo transductor (58) de ultrasonidos y la sonda acústica (54) está configurado para (i) transmitir el primer y el segundo pulsos acústicos (32, 34) a la región (24), teniendo cada pulso una frecuencia central que es mayor que la primera frecuencia, y el intervalo de tiempo entre los pulsos es n+0,5 veces el período del primer campo acústico (22), siendo n un número entero positivo, y (ii) recibir los ecos respectivos de cada pulso que se dispersan de un dispersor oscilante (28) en la región (24),
    sincronizándose el primer y segundo pulsos (32, 34) con el primer campo acústico (22) de manera que el primer pulso (32) se dispersa fuera del dispersor oscilante (28) cuando el dispersor oscilante está en un primer extremo de desplazamiento con respecto a la posición de equilibrio, y el segundo pulso (34) se dispersa fuera del dispersor oscilante (28) cuando el dispersor oscilante está en un segundo extremo de desplazamiento que está opuesto al primer extremo de desplazamiento con respecto a la posición de equilibrio; y
    un procesador informático (29) configurado para (a) generar una ecografía (60) en tiempo real del medio (26) basándose en los reflejos de la energía de ultrasonidos de pulso eco que transmite la sonda acústica (54), (b) extraer un cambio de tiempo entre los ecos recibidos que se debe al movimiento del dispersor oscilante (28), (c) basándose en el cambio de tiempo extraído, calcular una amplitud de desplazamiento del dispersor oscilante (28) y (d) generar un mapa (62) de amplitudes de desplazamiento en un parte de la ecografía (60) correspondiente a la región (24).
  2. 2. El aparato según la reivindicación 1, en donde el elemento acústico comprende la sonda acústica (54).
  3. 3. El aparato según la reivindicación 1, en donde el elemento acústico comprende el primer transductor (50) de ultrasonidos.
  4. 4. El aparato según la reivindicación 1, en donde la primera frecuencia es de 0,1 a 5 MHz.
  5. 5. El aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en donde el procesador informático (29) está configurado además para (a) basándose en la amplitud de desplazamiento, calcular una amplitud de velocidad del primer campo acústico (22) en la región (24) y (b) generar un mapa de amplitudes de velocidad en una parte de la ecografía (60) correspondiente a la región (24).
  6. 6. El aparato según la reivindicación 5, en donde el procesador informático (29) está configurado además para (a) basándose en la amplitud de velocidad, calcular la intensidad del primer campo acústico (22) en la región (24) y (b) generar un mapa de intensidades del primer campo acústico en una parte de la ecografía (60) correspondiente a la región (24).
  7. 7. El aparato según la reivindicación 6, en donde el medio (26) es el tejido (52) del cuerpo de un sujeto (68) y en donde el primer transductor (50) de ultrasonidos está configurado para provocar un efecto terapéutico en el tejido al emitir la energía (48) de HIFU al tejido (52), y en donde el procesador informático (29) está configurado además para:
    monitorizar un cambio en una propiedad mecánica del tejido (52) monitorizando una variación temporal de la amplitud de desplazamiento; y
    en respuesta a la monitorización, terminar el primer campo acústico (22) cuando la propiedad mecánica del tejido (52) alcanza un valor umbral.
  8. 8. El aparato según la reivindicación 7, en donde la propiedad mecánica del tejido (52) es la impedancia mecánica del tejido, y en donde el procesador informático (29) está configurado para (a) monitorizar un cambio en la impedancia mecánica del tejido (52) monitorizando una variación temporal de la amplitud de desplazamiento, y (b) en respuesta a la monitorización, terminar el primer campo acústico (22) cuando la impedancia mecánica del tejido (52) alcanza un valor umbral.
  9. 9. El aparato según la reivindicación 7, en donde el procesador informático (29) está configurado para monitorizar el cambio en la característica durante un período de tiempo de 1 a 120 segundos.
  10. 10. El aparato según la reivindicación 6, en donde:
    el medio (26) es el tejido (52) de un cuerpo de un sujeto (68) y en donde el primer transductor (50) de ultrasonidos está configurado para provocar un efecto terapéutico en el tejido (52) emitiendo la energía (48) de HIFU al tejido (52),
    el primer transductor (50) de ultrasonidos está configurado para funcionar en distintos modos de calibración y terapia para facilitar la aplicación de la energía (48) de HIFU terapéutica a una ubicación objetivo, emitiendo en cada uno de los modos la energía de HIFU con uno o más parámetros respectivos diferentes, y
    el procesador informático (29) está configurado para variar uno o más parámetros respectivos de manera que cuando el primer transductor (50) de ultrasonidos funciona en el modo terapéutico, la energía (48) de HIFU provoca un efecto terapéutico en el tejido (52), mientras que cuando el primer transductor (50) de ultrasonidos funciona en el modo de calibración, la energía (48) de HIFU no provoca un efecto terapéutico en el tejido (52).
  11. 11. El aparato según la reivindicación 10, en donde el aparato comprende una unidad (70) de focalización configurada para mover la región focal (46) de la energía (48) de HIFU cuando el primer transductor (50) de ultrasonidos funciona en el modo de calibración.
  12. 12. El aparato según la reivindicación 11, en donde la unidad (70) de focalización está configurada de tal manera que el movimiento manual de la unidad (70) de focalización mueve la región focal (46) de la energía (48) de HIFU dentro del medio (26) moviendo el primer transductor de ultrasonidos (50) con respecto al medio (26).
  13. 13. El aparato según la reivindicación 11, en donde la unidad (70) de focalización comprende (i) un controlador (72) del primer transductor y (ii) un circuito (74) de focalización configurado para (a) obtener datos correspondientes a la región focal (46) de la energía (48) de HIFU en un mapa (62) seleccionado del grupo que consiste en: el mapa de amplitudes de desplazamiento, el mapa de amplitudes de velocidad y el mapa de intensidades, (b) obtener datos correspondientes a una ubicación objetivo en el medio (26) y (c) enviar una señal eléctrica al controlador (72) del primer transductor, en donde el controlador (72) del primer transductor está configurado para recibir la señal eléctrica y, en respuesta a la misma, mover la región focal (46) de la energía (48) de HIFU hacia la ubicación objetivo dentro del medio (26).
  14. 14. El aparato según la reivindicación 13, en donde el controlador (72) del primer transductor está configurado para (a) mover la región focal (46) de la energía (48) de HIFU con respecto al primer transductor (50) de ultrasonidos, y (b) cambiar el tamaño de la región focal (46) de la energía (48) de HIFU aplicando un control de matriz en fases a la energía (48) de HIFU emitida por el primer transductor (50) de ultrasonidos.
  15. 15. El aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 1-4, que comprende además una única carcasa a la que se acoplan el primer transductor (50) de ultrasonidos y el elemento acústico, en donde la carcasa alinea el primer campo acústico (22) y los pulsos acústicos (32, 34) para que sean paralelos o antiparalelos.
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