ES2290999T3 - Mejoras en o relativas a ecografia. - Google Patents

Abstract

Un procedimiento para la detección de anomalías locales en la perfusión y/o distensibilidad de tejido vascularizado en un sujeto animal humano o no humano tratado previamente con un agente de contraste para ultrasonidos administrado por vía intravascular, comprendiendo dicho procedimiento las etapas de: i) generar una secuencia de datos de ecografía respecto a una región de interés en dicho tejido vascularizado; ii) procesar dichos datos para generar formas de onda representativas de la pulsatilidad arterial: y iii) analizar dichas formas de onda en cuanto a característica de variaciones de anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejido.

Description

Mejoras en o relativas a ecografía.

Esta invención se refiere a ecografía, de forma más particular al uso de ecografía mejorada con agente de contraste en la detección de anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejidos vascularizados.

Las medidas de perfusión de tejido, es decir, flujo de sangre por unidad de masa de tejido, son valiosas en, por ejemplo, detección de regiones de perfusión baja, por ejemplo, como consecuencia de estenosis arterial, y en la detección de crecimientos anormales tales como tumores en tejidos tales como el hígado, riñón, tiroides, próstata, testículos y mama, tejidos tumorales que normalmente tienen diferente vascularidad que el tejido sano. Es de particular importancia la medida de perfusión cardiaca con el fin de identificar cualquier región de miocardio irrigada por arterias estenóticas.

Los procedimientos usados en la actualidad para la obtención de datos de perfusión cuantitativos usan técnicas de formación de imágenes radioisotópicas tales como escintigrafía, tomografía de emisión de positrones y tomografía de emisión computerizada de fotón simple. Todas estas técnicas implican la inyección de sustancias radiactivas, con riesgos de seguridad potenciales tanto para el paciente como para el equipo médico, y usan equipos de formación de imágenes caros; esto impide inevitablemente su amplio uso.

La ecografía es una técnica de formación de imágenes relativamente económica y esencialmente no invasiva que se usa cada vez más para fines de diagnóstico. Sin embargo, aunque las ecografías, en particular ecografías obtenidas usando agentes de contraste para ultrasonidos, pueden proporcionar información cuantitativa cuando órganos o regiones determinadas de los mismos son sometidos a perfusión o no, estas no permiten fácilmente la cuantificación de niveles de perfusión. En parte esto es debido a que la perfusión reducida no va acompañada necesariamente de cambios de volumen vascular detectables que darían lugar a variaciones relacionadas con la perfusión en la intensidad de la señal de ultrasonido retrodispersada. La cuantificación de la concentración de agente de contraste en una región de tejido determinada es en sí un proceso inexacto que es inevitablemente impreciso dado que no puede determinarse con exactitud el grado de atenuación de la irradiación de ultrasonido por el tejido intermedio próximo.

Estudios de cinética de entrada tras inyección por vía intravenosa de un bolo de agente de contraste pueden dar en principio información en cuanto a perfusión del tejido, pero en la práctica a las formas de onda del bolo les falta los cambios temporales abruptos necesarios para que se efectúen observaciones fiables. Además, las mayoría de los cambios de perfusión van acompañados de variaciones del volumen de distribución que contrarrestan su efecto temporal, de modo que las cinéticas de entrada de trazadores intravasculares no pueden dar una medida precisa de la perfusión.

Las medidas de perfusión exactas con gran resolución espacial también se realizan con dificultad por la sustancial heterogeneidad espacial del tejido perfundido normalmente.

Se han propuesto una variedad de técnicas de ecografía Doppler para la medida de la velocidad de flujo de sangre. Así, por ejemplo, el documento US-A-5211169 (Prism Imaging, Inc.) describe que las señales Doppler se pueden analizar para obtener información respecto al movimiento del corazón y respecto la movimiento más rápido de la acumulación de sangre; esta última información se usa para determinar cambios en el tamaño de la acumulación de sangre, con lo que se posibilita el cálculo de parámetros de función cardiaca, tales como la fracción de eyección. Los agentes de contraste no se usan en esta técnica, generándose las señales de retorno de la acumulación de sangre por retrodispersión de glóbulos rojos sanguíneos.

Se pueden usar medidas de velocidad Doppler similares para detectar regiones de tejido con perfusión reducida. La interpretación de la forma de onda Doppler se debe realizar de forma que se eliminen los efectos del detalle anatómico local tal como tamaño y orientación del vaso, por ejemplo, calculando índices adimensionales tales como el "índice de resistencia", "índice de Pourcelot" o "índice de pulsatilidad" mediante técnicas de análisis de forma de onda simples. Los análisis de estas pueden permitir la detección de circulación anormal basados en que las formas de onda de la pulsatilidad arterial son diferentes aguas arriba y aguas debajo de una estenosis arterial; así, la forma de onda sufre cambios característicos cuando se ve aumentada la resistencia arterial, tanto como consecuencia de los cambios de resistencia en sí como debido a que la presión distal a la estenosis provoca mayor distensibilidad local por mecanismos elásticos no lineales. En general la forma de onda de pulsación de velocidad arterial en un vaso estenótico es determinada por factores tales como la forma de onda de presión de entrada (es decir, la presión arterial sistémica), la resistencia de la estenosis, la distensibilidad de vasos entre el transductor y la estenosis, y la distensibilidad del lecho vascular distal. El patrón de cambio de velocidad de flujo en la proximidad de una estenosis se caracteriza por los efectos de reflexión de onda de pulso y tiende a tener un contenido relativamente alto de frecuencias altas, mientras que la forma de onda distal a una estenosis tiende a ser filtrada en paso alto y la fase desplazada por la mayor resistencia y distensibilidad. Tales aplicaciones se encuentran, sin embargo, limitadas por la necesidad de identificación anatómica de los vasos deseados, que deben ser "visibles" y no perpendiculares al haz de ultrasonidos irradiantes, y son sólo practicables respecto a medidas que impliquen vasos relativamente grandes.

La presente invención se basa en el hallazgo de que se puede usar la ecografía mejorada con agente de contraste para identificar anormalidades locales en la perfusión y/o distensibilidad de tejido vascularizado mediante técnicas de análisis de imagen que identifican tales anormalidades por variaciones asociadas en las formas de onda representativas de la pulsatilidad arterial.

Así, de acuerdo con un aspecto de la presente invención se proporciona un procedimiento para la detección de anormalidades locales en la perfusión y/o distensibilidad de tejido vascularizado en un sujeto animal humano o no humano tratado previamente con un agente de contraste para ultrasonidos administrado por vía intravascular, comprendiendo dicho procedimientos las etapas de:

i)

generar una secuencia de datos de ecografía respecto a una región de interés en dicho tejido vascularizado;

ii)

procesar dichos datos para generar formas de onda representativas de la pulsatilidad arterial: y

iii)

analizar dichas formas de onda en cuanto a características de variaciones de anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejido.

Las técnicas de ecografía representativas que pueden ser útiles de acuerdo con la invención incluyen ecografía en modo B fundamental; ecografía en modo B armónico incluyendo recepción de sub-armónicos y los armónicos segundo y superior; ecografía Doppler de energía, de forma opcional incluyendo recepción selectiva de ecofrecuencias fundamentales, armónicas o subarmónicas; ecografía Doppler de energía usando pérdida de correlación o desplazamientos Doppler aparentes provocados por cambios en las propiedades acústicas de microburbujas del agente de contraste tales como los que pueden ser provocados por destrucción espontánea o inducida por ultrasonidos, fragmentación, crecimiento o coalescencia; ecografía por inversión de pulso, de forma opcional incluyendo recepción selectiva de ecofrecuencias fundamentales, armónicas o subarmónicas, y también incluyendo técnicas en las que el número de pulso emitido en cada dirección supera dos; ecografía por inversión de pulsos usando pérdida de correlación provocada por cambios en las propiedades acústicas de microburbujas del agente de contraste tales como los que pueden ser provocados por destrucción espontánea o inducida por ultrasonidos, fragmentación, crecimiento o coalescencia; ecografía por pre-distorsión de pulso, por ejemplo, como se describió en IEEE Ultrasonics Symposium, 1997, páginas 1567-1570; técnicas de ecografía basadas en comparación de ecos obtenidos con diferentes amplitudes de salida de emisión o formas de forma de onda con el fin de detectar efectos no lineales provocados por la presencia de burbujas de gas; técnicas de ecografía donde las imágenes se toman a diferentes niveles de salida acústica tal que se adquieren una con alta energía y hasta diez (por ejemplo, dos o tres) imágenes con baja energía; y técnicas de ecografía basadas en comparación de ecos obtenidos con cualquiera de las técnicas anteriormente citadas, con el fin de estudiar las variaciones de manchas espaciales y temporales tras inyección de un agente de contraste como se describe en el documento WO-A-9712551.

El uso de ecografía Doppler de energía, es decir, ecografía Doppler en la que se miden intensidades de señal respecto a velocidades por encima de un cierto nivel, junto con agentes de contraste administrados por vía intravascular para identificar anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejido vascularizado representa una realización ventajosa de la invención. Igualmente aportando un aumento general en intensidad de señal que permita la visualización del flujo de sangre en vasos muy pequeños, la presencia del agente de contraste mejora la relación señal a ruido, con lo que es posible el uso de una constante de tiempo que promedie la imagen temporal más corta que la que se usa normalmente en ecografía Doppler de energía. Esto permite por contra la visualización de formas de onda que representan pulsatilidad arterial en tejido perfusionado, por ejemplo, como patrones de destelleo pulsátiles cardiaco-sincrónicos. El análisis de tales patrones pulsátiles para detectar el patrón temporal y espacial de variación en la señal Doppler permite la detección y formación de imágenes de forma significativamente más precisa de anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejido que los procedimientos usados hasta ahora basados en índices de forma de onda de velocidad Doppler. De acuerdo con lo anterior, tales realizaciones de la invención pueden ser útiles en la detección de estenosis arterial muy temprana, por ejemplo, antes de que haya tenido lugar reducción de flujo sanguíneo significativo o cuando este se enmascara por autorregulación, como consecuencia de cambios en distensibilidad vascular provocados por presión interna reducida distal a la estenosis. Tales realizaciones pueden ser también útiles en la detección de tumor debido a que la falta de diferenciación de tejido vascular en vasos de tumor maligno puede provocar resistencia y condiciones de distensibilidad diferentes de las del tejido normal.

Otras realizaciones incluyen el uso de técnicas de ecografía tales como ecografía en modo B, especialmente técnicas armónicas tales como ecografía en modo B armónico secundario. Tales técnicas se pueden usar, por ejemplo, para registrar formas de onda de pulsatilidad arterial generadas como consecuencia de pulsaciones de volumen inducidas en el sistema vascular por el ciclo cardiaco.

Se puede obtener una mejora adicional combinando cualquiera de las técnicas anteriormente citadas con adquisición y reconstrucción en tres dimensiones de la ecografía, permitiendo que se lleve a cabo la valoración de la arquitectura del vaso y estado vascular en tres dimensiones. Los procedimientos basados en Doppler se pueden usar para este fin, pero pueden preferirse la ecografía por inversión de pulso y técnicas de ecografía de armónicos tales como ecografía en modo B armónico secundario ya que proporcionan resolución espacial excelente y son independientes de la dirección y caudal y de ahí que estos procedimientos pueden proporcionar información en cuanto a geometría vascular y estado vascular con excelente resolución que contiene información de la microcirculación. Se puede obtener una mejora más en combinación con análisis de variación de manchas y/o sustracción de fondo en
tejido.

Se puede usar cualquier equipo de ecografía apropiado que funcione en modo de intensidad, por ejemplo, que comprenda un sector de disposición en fase o escáner de ultrasonidos de disposición lineal. En estudios de Doppler el filtro del artefacto de movimiento de tejido se ajusta de forma ventajosa a un valor relativamente alto, y se selecciona preferiblemente para que tenga características que den una sensibilidad de señal que disminuya suavemente cuando las velocidades se aproximen a cero; se prefieren de forma particular filtros que tengan una energía lineal frente a curva de frecuencia. Tal filtración de paso alto modula la intensidad de la señal mostrada de forma lineal y puede generar un patrón pulsátil cuando las velocidades de sangre arterial varían por encima y por debajo del umbral. Se prefiere en general que la señal de intensidad deba ser procesada linealmente sin compresión logarítmica; tal procesamiento se puede efectuar sin relación con las ecopropiedades del tejido de fondo.

Con el fin de mejorar la sensibilidad de detección de desplazamiento de fase, la detección de señal se realiza preferiblemente respecto a una frecuencia y referencia de fase, por ejemplo, derivada de un electrocardiograma (ECG) o señal cardiaco-sincrónica similar. Se pueden usar de forma similar otros ritmos naturales tales como el ciclo respiratorio; las velocidades de flujo venoso son moduladas por la respiración, como lo es la inervación simpática de vasos de resistencia periférica. De forma alternativa o adicional, se pueden usar pulsos de referencia aplicados externamente, por ejemplo, con frecuencias de hasta 100 Hz; así, por ejemplo, se puede colocar un vibrador mecánico por encima de una arteria principal de modo que transmita pulsaciones de presión al torrente sanguíneo.

El procesamiento de señal se puede efectuar por cálculo de la fase y amplitud de la pulsación de la señal de intensidad a la frecuencia de referencia o un múltiplo número entero de la misma para cada píxel de relevancia en la imagen, por ejemplo, usando una transformada de Fourier; si se desea, la imagen se puede diezmar en primer lugar con dos filtraciones de paso alto en dos dimensiones y re-muestreo. Si se obtiene una serie de imágenes de intensidad Doppler (I_{1}, I_{2}, . . . I_{N}) en un ciclo de referencia cardiaco a tiempos t_{1}, t_{2}, . . . t_{N} y se dan dos eventos de detección de onda de ECG-r sucesivos que definen este ciclo a T_{1} y T_{2}, entonces la suma de Fourier compleja a un armónico p^{th} dado del ritmo cardiaco para un píxel dado (x,y) se puede calcular como

P_{p,x,y} = \sum\limits_{n}I_{n,x,y}exp\left[\frac{j2\pi(t_{n} - T_{1})}{T_{2} - T_{1}}\right]

Este cálculo se puede repetir para un número de ciclos cardiacos sucesivos, y los coeficientes de Fourier resultantes se pueden promediar para mejorar la relación señal a ruido. De forma alternativa, tal promedio se puede efectuar para aplicaciones a tiempo real con filtración de paso alto de la constante de tiempo.

El coeficiente de Fourier complejo se puede usar, por ejemplo, para realizar una formación de imágenes a color que si se desea se puede solapar en una imagen de tejido de escala de grises. Así, por ejemplo, se pueden codificar valores complejos basados en coeficientes de Fourier para la frecuencia de ritmo cardiaca fundamental (p=1) con el valor absoluto como brillo y la fase como color (por ejemplo, usando una escala de arco iris circular continua). Las zonas de perfusión detectable serán más o menos brillantes, mientras que las regiones de circulación comprometida se identificarán con variaciones de color indicativas de distorsión de fase. La información contenida en armónicos superiores de la frecuencia de ritmo cardiaco (p > 1) se puede usar de forma adicional o alternativa para aumentar la sensibilidad de la detección de desplazamiento de fase.

De forma alternativa, se pueden calcular y usar distintas variables simultáneas en caracterización de tejido por estadística multivariable. Las variables representativas que se pueden usar de este modo son la fase y amplitud de la señal en el ritmo cardiaco o un armónico del mismo, el valor medio temporal de la intensidad de señal y la intensidad de señal de pico durante un ciclo cardiaco.

Se pueden usar técnicas tales como promediado coherente sincronizado con ECG para constituir un mapa exacto de pulsatilidad regional para una imagen completa; si se desea se pueden calcular y mostrar los índices de pulsatilidad empírica, por ejemplo, como una imagen de solapamiento de color. Se puede obtener una estimación razonable del ciclo promediado coherentemente mediante transformación de Fourier inversa de coeficientes discretos para un conjunto limitado de valores de p o mediante desarrollo del promediado coherente en dominio de tiempo, compensando para la duración variable de ciclos cardiacos mediante interpolación al eje de tiempo.

Como se indicó anteriormente, el procedimiento de la invención se puede aplicar a estudios de afecciones patológicas distintas de la estenosis arterial, por ejemplo, para detección de tumores en tejidos tales como la próstata, testículos, tiroides, riñones o mama. El procedimiento puede ser también útil para la identificación del origen de la sangre suministrada a lesiones del hígado, distinguiendo entre sangre suministrada desde la arteria hepática (con pulsaciones) y sangre suministrada desde la vena porta (con pulsación mínima). También se puede estudiar el suministro vascular al músculo del esqueleto, por ejemplo, para detectar circulación dañada provocada por una presión intersticial local elevada, a pesar de ser un mecanismo patogénico en afecciones dolorosas del músculo del esqueleto. El análisis de imágenes transcraneales puede permitir que se obtenga información respecto a vasos sanguíneos grandes y pequeños dentro del tejido cerebral.

El agente de contraste para ultrasonidos administrado al sujeto debería ser suficientemente estable in vivo para ser recirculado al torrente sanguíneo tras administración, de modo que este puede llegar a equilibrarse en la acumulación de sangre antes de la formación de imágenes. Se puede usar sustancialmente cualquier agente de contraste para ultrasonidos sujeto a este requerimiento. Se prefieren agentes de contraste que comprende o son capaces de generar dispersiones de microburbujas de gas, ya que tales dispersiones son retrodispersores particularmente eficientes de ultrasonidos en virtud de la baja densidad y facilidad de compresibilidad de las microburbujas.

Puede estar presente cualquier gas biocompatible en tales dispersiones de gas, el término "gas" tal como se usa en esta invención incluye cualquier sustancia (incluyendo mezclas) al menos parcialmente, por ejemplo, sustancialmente o completamente en forma gaseosa (incluyendo vapor) a la temperatura corporal humana normal de 37ºC. Por tanto el gas puede comprender, por ejemplo, aire; nitrógeno; oxígeno; dióxido de carbono; hidrógeno; un gas inerte tal como helio, argon, xenon o cripton; un fluoruro de azufre tal como hexafluoruro de azufre, decafluoruro de diazufre o pentafluoruro de trifluorometilazufre; hexafluoruro de selenio; un silano opcionalmente halogenado tal como metilsilano o dimetilsilano; un hidrocarburo de bajo peso molecular (por ejemplo, que contenga hasta 7 átomos de carbono), por ejemplo, un alcano tal como metano, etano, un propano, un butano, o un pentano, un cicloalcano tal como ciclopropano, ciclobutano o ciclopentano, un alqueno tal como etileno, propeno, propadieno o un butano, o un alquino tal como acetileno o propino; un éter tal como éter dimetílico; una cetona; un éster; un hidrocarburo halogenado de bajo peso molecular (por ejemplo, que contenga hasta 7 átomos de carbono); o una mezcla de cualquiera de los anteriores. De forma ventajosa al menos algunos de los átomos de halógeno en gases halogenados son átomos de flúor; por tanto se pueden seleccionar gases de hidrocarburos halogenados biocompatibles, por ejemplo, de bromoclorodifluorometano, clorodifluorometano, diclorodifluorometano, bromotrifluorometano, clorotrifluorometano, cloropentafluoroetano, diclorotetrafluoroetano, clorotrifluoroetileno, fluoroetileno, fluoruro de etilo, 1,1-difluoroetano y perfluorocarbonos. Perfluorocarbonos representativos incluyen perfluoroalcanos tales como perfluorometano, perfluoroetano, perfluoropropanos, perfluorobutanos (por ejemplo, perfluoro-n-butano, opcionalmente en mezcla con otros isómeros tales como perfluoro-isobutano), perfluoropentanos, perfluorohexanos o perfluoroheptanos; perfluoroalcanos tales como perfluoropropeno, perfluorobutenos (por ejemplo, perfluorobut-2-eno), perfluorobutadieno, perfluoropentenos (por ejemplo, perfluoropent-1-eno) o perfluoro-4-metilpent-2-eno; perfluoroalquinos tales como perfluorobut-2-ino; y perfluorocicloalcanos tales como perfluorociclobutano, perfluorometilciclobutano, perfluorodimetilciclobutanos, perfluorotrimetilciclobutanos, perfluorociclopentano, perfluorometilciclopentano, perfluorodimetilciclopentanos, perfluorociclohexano, perfluorometilciclohexano o perfluorocicloheptano. Otros gases halogenados incluyen cloruro de metilo, cetonas fluoradas (por ejemplo, perfluoradas) tales como perfluoroacetona y éteres fluorados (por ejemplo, perfluorados) tales como meter perfluorodietílico. El uso de gases perfluorados, por ejemplo, hexafluoruro de azufre y perfluorocarbonos tales como perfluoropropano, perfluorobutanos, perfluoropentanos y perfluorohexanos, puede ser particularmente ventajoso en vista de alta estabilizada reconocida en el torrente sanguíneo de microburbujas que contienen tales gases. Pueden ser igualmente útiles otros gases con características fisicoquímicas que los hacen formar microburbujas altamente estables en el torrente sanguíneo.

Tales gases dispersados se pueden administrar en cualquier forma conveniente, por ejemplo, usando cualquier formulación de agente de contraste para ultrasonidos que contenga gas apropiado como la composición que contiene gas. Ejemplos representativos de tales formulaciones incluyen microburbujas de gas estabilizadas (por ejemplo, al menos encapsuladas parcialmente) con una membrana de superficie resistente a coalescencia (por ejemplo, gelatina, por ejemplo, como se describe en el documento WO-A-8002365), una proteína filmogénica (por ejemplo, una albúmina tal como albúmina de suero humano, por ejemplo, como se describe en los documentos US-A-4718433, US-A-4774958, US-A-4844882, EP-A-0359246, WO-A-9112823, WO-A-9205806, WO-A-9217213, WO-A-9406477 o WO-A-9501187), un material polimérico (por ejemplo, un polímero biodegradable sintético como se describe en el documento EP-A-0398935, una membrana polimérica sintética interfacial elástica como se describe en el documento EP-A-0458745, un polialdehído biodegradable microparticulado como se describe en el documento EP-A-0441468, un derivado de ácido N-dicarboxílico microparticulado de un ácido poliamídico - imida policíclica como se describe en el documento EP-A-0458079, o un polímero biodegradable como se describe en los documentos WO-A-9317718 o WO-A-9607434), un material que forma pared no polimérico y no polimerizable (por ejemplo, como se describe en el documento WO-A-9521631), o un tensioactivo (por ejemplo, un tensioactivo copolímero de bloques polioxietileno-polioxipropileno tal como un Pluronic, un tensioactivo polimérico como se describe en el documento WO-A-9506518, o un tensioactivo de formación de película tal como un fosfolípido, por ejemplo, como se describe en los documentos WO-A-911873, WO-A-9217212, WO-A-9222247, WO-A-9428780, WO-A-9503835 o WO-A-9729783).

Otras formulaciones de agente de contraste que contienen gas útiles incluyen sistemas sólidos que contienen gas, por ejemplo, micropartículas (especialmente agregados de micropartículas) que tienen gas contenido en su interior o asociado de otra forma con ellas (por ejemplo, absorbiéndose en la superficie de las mismas y/o contenido en huecos, cavidades o poros en las mismas, por ejemplo, como se describe en los documentos EP-A-0122624, EP-A-0123235, EP-A-0365467, WO-A-9221382, WO-A-9300930, WO-A-9313802, WO-A-9313808 o WO-A-9313809). Se apreciará que la ecogenicidad de tales agentes de contraste microparticulados puede derivar directamente del gas contenido/asociado y/o del gas (por ejemplo, microburbujas) liberado del material sólido (por ejemplo, tras disolución de la estructura microparticulada).

Las microburbujas de gas y otros materiales que contienen gas tales como micropartículas tienen preferiblemente un tamaño medio inicial que no excede de 10 \mum (por ejemplo, de 7 \mum o inferior) con el fin de permitir su paso libre a través del sistema pulmonar tras administración, por ejemplo, mediante inyección por vía intravenosa. Sin embargo, se pueden usar microburbujas de mayor tamaño cuando, por ejemplo, estas contengan una mezcla de uno o varios gases relativamente solubles en sangre o difusibles de otra forma tales como aire, oxígeno, nitrógeno o dióxido de carbono con uno o más gases sustancialmente insolubles y no difusibles tales como perfluorocarbonos. La difusión hacia el exterior del contenido de gas soluble/difusible tras la administración provocará que tales microburbujas se contraigan rápidamente hasta un tamaño que se determinará con la cantidad de gas insoluble/no difusible presente y que se pueda seleccionar para permitir el paso de las microburbujas resultantes a través de los capilares del pulmón del sistema pulmonar.

Cuando se usen composiciones que contienen fosfolípido de acuerdo con la invención, por ejemplo, en la forma de microburbujas de gas estabilizadas con fosfolípido, ejemplos representativos de fosfolípidos útiles incluyen lecitinas (es decir, fosfatidilcolinas), por ejemplo lecitinas naturales tales como lecitina de la yema de huevo o lecitina de semilla de soja, lecitinas semisintéticas (por ejemplo, parcial o completamente halogenadas) y lecitinas sintéticas tales como dimiristoilfosfatidilcolina, dipalmitoilfosfatidilcolina o diestearoilfosfatidilcolina; ácidos fosfatídicos; fosfatidiletanolaminas; fosfetidilserinas; fosfatidilgliceroles; fosfatidilinositoles; cardiolipinas; esfingomielinas; análogos fluorados de cualquiera de los anteriores; mezclas de cualquiera de los anteriores y mezclas con otros lípidos tales como colesterol. Puede ser especialmente ventajoso el uso de fosfolípidos que comprende de forma predominante (por ejemplo, al menos 75%) moléculas que portan individualmente carga total neta, por ejemplo, carga negativa, por ejemplo como en fosfatidilserinas, fosfatidilgliceroles, fosfatidilinosiltoles, ácidos fosfatídicos y/o cardiolipinas de origen natural (por ejemplo, derivado de semilla de soja o de la yema de huevo), semi-sintético (por ejemplo, parcial o completamente hidrogenados) y sintéticos, por ejemplo como se describe en el documento WO-A-9729783.

Ejemplos representativos de materiales microparticulados que contienen gas que pueden ser útiles de acuerdo con la invención incluyen carbohidratos (por ejemplo, hexosas tales como glucosa, fructosa o galactosa; disacáridos tales como sacarosa, lactosa o maltosa; pentosas tales como arabinosa, xilosa o ribosa; \alpha-, \beta- y \gamma-ciclodextrinas; polisacáridos tales como almidón, hidroxietilalmidón, amilosa, amilopectina, glicógeno, inulina, pululano, dextrán, carboximetildextrán, fosfato de dextrán, cetocextrán, aminoetildextrán, alginatos, quitina, quitosán, ácido hialurónico o heparina; y alcoholes de azúcares, incluyendo alditoles tales como manitol o sorbitol), sales inorgánicas (por ejemplo, cloruro de sodio), sales orgánicas (por ejemplo, citrato de sodio, acetato de sodio o tartrato de sodio), agentes de contraste de rayos X (por ejemplo, cualquiera de los agentes de contraste de ácido carboxílico y amida no iónica comercialmente disponibles que contienen de forma típica al menos un grupo 2,4,6-triyodofenilo que tiene sustituyentes tales como carboxilo, carbamoílo, N-alquilcarbamoílo, N-hidroxialquilcarbamoílo, acilamino, N-alquilacilamino o acilaminometilo en las posiciones 3 y/o 5, como en ácido metrizoico, ácido diatrizoico, ácido iotalámico, ácido yoxaglico, yohexol, yopentol, yopamidol, yodixanol, yopromida, metrizamida, yodipamida, yodipamida meglumina, acetrizoato de meglumina y diatrizoato de meglumina), y polipéptidos y proteínas (por ejemplo, gelatina y albúmina tal como albúmina de suero humano).

Se pueden administrar sustancias vasoactivas tales como vasodilatores, vasoconstrictores, hormonas, sustancias de señal local y bloqueadores del receptor para inducir vasomodificación en el tejido diana, por ejemplo, para diferenciar o caracterizar anormalidades tales como lesiones o tumores.

Los siguientes ejemplos no limitativos sirven para ilustrar la invención.

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Ejemplo 1 Ecografía Doppler de energía in vivo de riñón de perro normal

Se inyectó a un perro anestesiado por vía intravenosa 0,1 ml de un agente de contraste que comprende una dispersión acuosa de microburbujas de perfluorobutano estabilizada con fosfatidilserina de huevo hidrogenada, por ejemplo, preparada como se describe en el ejemplo 4 del documento WO-A-9729783. Se ecografió un riñón de forma continua durante 60 segundos tras la inyección, usando ecografía Doppler de energía en un escáner de ultrasonidos ALT HDI 3000 con el filtro de rechazo de baja velocidad (filtro de pared) ajustado a "medio" de modo que muestra señales Doppler únicamente respecto al medio y a altas velocidades. Se grabaron las imágenes en cinta de video con una velocidad de imagen de 25 imágenes/segundo. Cuando el agente de contraste alcanzó el riñón se observó un aumento en la intensidad de la señal Doppler de energía, y se visualizaron claramente todas las arterias renales saliendo de la corteza renal. Se observó que la intensidad de señal, de forma particular respecto a señales de arterias pequeñas en la corteza renal, pulsaba sincrónicamente con el ritmo cardiaco.

Las intensidades de las señales Doppler de energía se digitalizaron en 256 imágenes sucesivas de cinta de video, con lo que se genera una imagen de intensidad Doppler de dos dimensiones en la que cada píxel derivó de una secuencia de 256 muestras temporales con un intervalo de tiempo de 40 ms. Se sustrajeron los niveles de intensidad medios para cada serie temporal, se usó una ventana Welch en los datos a lo largo del eje temporal y se llevó a cabo una transformada rápida de Fourier para generar el espectro de energía y espectro de fase de los datos originales. Se creó una nueva imagen facilitando energía a la frecuencia cardiaca, representando intensidad y asignando un mapa de color a la fase de modo que el color de la imagen fue determinado por la fase en cada píxel. Esta imagen mostró que la fase de las pulsaciones cardiaco-sincrónicas era igual para todas las regiones de la corteza renal y las arterias renales mayores.

Ejemplo 2 Ecografía Doppler de energía in vivo de riñón de perro con estenosis arterial renal

Se generó una estenosis arterial renal leve en un perro anestesiado por oclusión parcial de una ramificación de la arterial renal. El oclusor se ajustó para producir una reducción de flujo inicial de aproximadamente el 50% medido por un medidor de flujo ultrasónico transitorio, se restauró sustancialmente el flujo normal después de unos pocos minutos como consecuencia de la autorregulación. Se inyectó por vía intravenosa 0,1 ml de un agente de contraste que comprenda una dispersión acuosa de microburbujas de perfluorobutano estabilizada con fosfatidilserina de huevo hidrogenada, por ejemplo, preparada como se describe en el ejemplo 4 del documento WO-A-9729783, y se grabaron las imágenes de Doppler de energía y se procesaron como se describió en el ejemplo 1. A pesar de la existencia de flujo de sangre normal en todas las regiones del riñón, el lecho vascular afectado por la estenosis se visualizó en la imagen final como una región de color diferente en comparación con el lecho vascular normal, como consecuencia de un desplazamiento de fase provocado por mayor resistencia arterial y por mayor distensibilidad vascular a distancia de la oclusión parcial.

Ejemplo 3 Ecografía Doppler de energía in vivo de lesiones metásticas en hígado humano

Se ecografía el hígado de un sujeto humano con cáncer conocido de colon con lesiones de hígado metásticas mediante ultrasonidos Doppler de energía armónicos. Se ajusta el equipo para una velocidad de imagen alta sin persistencia de imagen. Se graba simultáneamente el ECG del sujeto. Se inyecta luego un bolo del agente de contraste para ultrasonidos descrito en el ejemplo 1 (0,03 \mul de microburbujas/kg), y se graba una secuencia de 10 segundos de imágenes de ultrasonidos por medios digitales en la fase de recirculación de la acumulación de sangre en estado estacionario del agente de contraste. Las imágenes se analizan restando la frecuencia y fase exactas del ritmo cardiaco de las ondas del EVG-r, y calculando el coeficiente de Fourier complejo discreto a esta frecuencia para variaciones temporales en brillo para cada píxel en la imagen. Se calcula luego una nueva imagen, en la que el brillo local se deriva de la magnitud del coeficiente de Fourier, y el color se deriva de la fase. Debido a la irrigación arterial dominante, las lesiones metásticas son visibles en esta imagen como regiones de mejor amplitud de pulsación (más brillantes). El color de las lesiones es diferente en comparación con el parénquima hepático normal de alrededor debido a diferencias en la resistencia microvascular y distensibilidad entre los tejidos.

Ejemplo 4 Ecografía en modo B armónico secundario in vivo de lesiones metásticas en hígado humano

Se repite el procedimiento del ejemplo 3 excepto en que el escáner de ultrasonidos se ajusta para funcionar en modo B armónico secundario. Las imágenes se analizan de la misma forma que en el ejemplo 3, usando las variaciones de brillo regional provocadas por los latidos cardiacos como entrada para los cálculos de coeficientes de Fourier. La apariencia de las lesiones es similar a la observada en el ejemplo 3.

Ejemplo 5 Ecografía Doppler de energía de la próstata en un sujeto humano con cáncer de próstata

Se ecografía por ultrasonidos Doppler de energía armónicos a un sujeto humano con carcinoma prostático conocido. Se ajusta el equipo para una velocidad de imagen alta sin persistencia de imagen. Se graba simultáneamente el ECG del sujeto. Se inyecta luego un bolo del agente de contraste descrito en el ejemplo 1 (0,03 \mul de microburbujas/kg), y se graba una secuencia de 10 segundos de imágenes por ultrasonidos por medios digitales en la fase de recirculación de la acumulación de sangre en estado estacionario del agente de contraste. Las imágenes se analizan restando la frecuencia y fase exactas del ritmo cardiaco de las ondas del EVG-r, y calculando el coeficiente de Fourier complejo discreto a esta frecuencia para las variaciones temporales en brillo para cada píxel en la imagen. Se calcula luego una nueva imagen, cuando el brillo local se derive de la magnitud del coeficiente de Fourier, y el color se derive de la fase. El brillo y el color de las lesiones diferirá del tejido prostático normal de alrededor debido a diferencias en la resistencia microvascular y distensibilidad entre los tejidos.

Claims (10)

1. Un procedimiento para la detección de anomalías locales en la perfusión y/o distensibilidad de tejido vascularizado en un sujeto animal humano o no humano tratado previamente con un agente de contraste para ultrasonidos administrado por vía intravascular, comprendiendo dicho procedimiento las etapas de:

i)

generar una secuencia de datos de ecografía respecto a una región de interés en dicho tejido vascularizado;

ii)

procesar dichos datos para generar formas de onda representativas de la pulsatilidad arterial: y

iii)

analizar dichas formas de onda en cuanto a característica de variaciones de anormalidades locales en perfusión y/o distensibilidad de tejido.

2. Un procedimiento según la reivindicación 1, en el que los datos de ecografía se generan por ecografía Doppler de energía.

3. Un procedimiento según la reivindicación 2, en el que los datos de ecografía se procesan mediante filtración de paso alto a un umbral tal que se genera un modelo pulsátil cuando la velocidad de la sangre arterial varía por encima y por debajo de dicho umbral.

4. Un procedimiento según la reivindicación 1, en el que los datos de ecografía se procesan respecto a una referencia de frecuencia y de fase.

5. Un procedimiento según la reivindicación 4, en el que dicha referencia de frecuencia y de fase es una señal sincrónica cardiaca.

6. Un procedimiento según la reivindicación 4 o reivindicación 5, en el que los datos de ecografía se procesan para generar la información de fase y se usa detección de desplazamiento de fase para identificar las anormalidades locales potenciales en perfusión y/o distensibilidad en tejido vascularizado en dicha región de interés.

7. Un procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 4 a 6, en el que los datos de ecografía se generan por ecografía Doppler de energía.

8. Un procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 4 a 6, en el que los datos de ecografía se generan por ecografía en modo B.

9. Un procedimiento según la reivindicación 7 o reivindicación 8, en el que los datos de ecografía se generan por ecografía fundamental, armónica o de inversión de pulso.

10. Un procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones precedentes que se combina con adquisición y reconstrucción en tres dimensiones de una ecografía.