ES2314422T3 - Ultrasonido para diagnostico en modo transversal. - Google Patents
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Abstract
Un sistema (10) para diagnosticar un sujeto mediante el suministro de señales ultrasónicas a una región de objetivo (36) del sujeto (28) utilizando ondas transversales, de tal modo que dicho sistema comprende: un transductor (14), configurado para transmitir energía ultrasónica; medios de direccionamiento (23, 26 1-n), conectados al transductor (14) y destinados a hacer que una porción de un haz principal de ultrasonidos procedente de la fuente incida en forma de primeras ondas longitudinales de la energía ultrasónica transmitida sobre una superficie de hueso del sujeto (28), de tal manera que las primeras ondas longitudinales se convierten en primeras ondas transversales en el hueso y son convertidas de nuevo en segundas ondas longitudinales en el interior del sujeto, inducidas por una transición dentro del sujeto, de tal modo que la energía de las segundas ondas longitudinales constituye una parte sustancial de la energía de las ondas ultrasónicas en la región de objetivo (36); medios de análisis, conectados al transductor con el fin de analizar la energía de la porción del haz principal que se devuelve en forma de segundas ondas longitudinales desde dicha región de objetivo, con propósitos de diagnóstico; en el cual los medios de direccionamiento están configurados para hacer que la porción del haz principal incida en la superficie del hueso en un primer ángulo comprendido entre el ángulo crítico longitudinal asociado con el hueso y el ángulo crítico transversal asociado con el hueso; en el que dichos medios de direccionamiento comprenden adicionalmente al menos uno de entre (i) un dispositivo de colocación (23), configurado para dirigir mecánicamente una dirección normal o perpendicular asociada con la fuente hacia la superficie del hueso (28) en el primer ángulo, (ii) un dispositivo (26 1-n) ajustador de fase/retardo, de tal manera que el transductor (14) comprende una pluralidad de elementos radiantes (16), estando el dispositivo ajustador de fase/retardo configurado para regular al menos una de las fases y retardos de la pluralidad de elementos radiantes, al objeto de orientar o guiar electrónicamente al menos el primer haz principal, y (iii) un regulador de accionamiento (26), de tal modo que el transductor (14) comprende una pluralidad de elementos radiantes (16), estando el regulador de accionamiento configurado para accionar los elementos (16) en diferentes instantes con el fin de dirigir el haz principal según se desee; y en el cual el transductor (14) comprende una pluralidad de elementos radiantes (16), configurados para irradiar energía ultrasónica, de tal modo que el sistema comprende un controlador (20), configurado para hacer que al menos una porción del transductor (16) emita energía ultrasónica, con el fin de procesar o tratar indicios de energía devuelta debido a la energía emitida, al objeto de determinar una orientación de al menos una porción de la superficie con respecto al transductor (14), y de accionar tan sólo los elementos (16) de la fuente que tengan sus haces principales al menos parcialmente dirigidos a la porción de la superficie comprendida entre dicho ángulo crítico longitudinal y dicho ángulo critico de onda transversal.
Description
Ultrasonido para diagnóstico en modo
transversal.
La invención se refiere a aplicaciones de
diagnóstico por ultrasonidos que utilizan ondas de cizalladura o
transversales.
Desde su aparición en los primeros años 80's, la
formación de imágenes por efecto Doppler de ultrasonidos
transcraneal o a través del cráneo ha demostrado su capacidad para
medir el flujo sanguíneo, las hemorragias y la perfusión en el
cerebro. La investigación reciente a estudiado también la
posibilidad de diagnosticar ciertas afecciones degenerativas tales
como el Parkinson y la depresión. Estas soluciones utilizan
sonografía por efecto Doppler transcraneal o a través del cráneo
(TCD -"transcranial Doppler sonography"), o bien la sonografía
transcraneal codificada en colores (TCCS -"transcranial colour
coded sonography"), con ella relacionada, para grabar
desplazamientos de frecuencia en las señales enviadas y dispersadas
hacia atrás. Generalmente, se aplican señales con una sonda de una
frecuencia relativamente baja (\sim2MHz), a fin de que penetren en
los huesos del cráneo, las cuales se utilizan a menudo en
combinación con un agente de contraste. En apariencia, se obtiene
una escasa ventaja de aplicar frecuencias por encima de 2 MHz, ya
que la atenuación incrementada del cráneo a frecuencias más altas
provoca que el hueso actúe como un filtro de paso bajo, de forma que
devuelve únicamente las frecuencias espectrales más bajas. Se han
examinado también las frecuencias centrales y las situadas por
debajo de 1 MHz, que muestran una intensidad de señal más fuerte,
pero con una resolución esperada reducida.
Las desventajas fundamentales de los
procedimientos transcraneales son una fuerte atenuación y la
distorsión causada por las irregularidades en la forma del cráneo,
la densidad y la velocidad del sonido. Estas propiedades
contribuyen, colectivamente o en su conjunto, a la destrucción de un
foco ultrasónico y/o a la reducción de la capacidad para registrar
espacialmente la información de diagnóstico recibida.
Se ha sugerido un enfoque no invasor y coherente
de los ultrasonidos a través del cráneo humano para diversas
implicaciones terapéuticas y diagnósticas en el cerebro. Por
ejemplo, los ultrasonidos han sido considerados como una
herramienta para el tratamiento a través del cráneo de los tumores
cerebrales, la administración de medicamentos de efecto selectivo,
el tratamiento mejorado de la apoplejía trombolítica, la formación
de imágenes del flujo sanguíneo, la detección de hemorragias
internas y la formación de imágenes tomográficas del cerebro. Si
bien el cráneo humano ha venido siendo la barrera para la
realización clínica de muchas de estas aplicaciones, diversos
estudios han mostrado métodos de corrección de aberraciones tanto
mínimamente invasores como no invasores para el enfoque a través
del cráneo. Las soluciones mínimamente invasoras se sirven de
sondas receptoras diseñadas para la inserción de un catéter en el
cerebro con el fin de medir la distorsión de amplitud y de fase
provocada por el cráneo y, a continuación, corregir el haz con el
uso de una matriz o conjunto geométricamente ordenado de
transductores de ultrasonidos. Alternativamente, una solución que es
absolutamente no invasora se sirve de imágenes de tomografía
computada (CT -"computed tomography") de rayos X para predecir
la distorsión de las ondas longitudinales provocada por el cráneo.
Se ha probado con un modelo de propagación de ondas longitudinales
el enfoque no invasor con un conjunto terapéutico geométricamente
ordenado, pero se observó que la amplitud del foco disminuía cuando
el foco era dirigido cerca de la superficie del cráneo.
La suposición de que la propagación transcraneal
se compone de modos principalmente longitudinales es válida para
ángulos pequeños del haz incidente, pero pierde validez rápidamente
más allá de aproximadamente 25º, a medida que la onda longitudinal
se aproxima a su ángulo crítico. Ésta es una explicación plausible
para la amplitud reducida cuando se utiliza el modelo longitudinal.
A medida que el foco es dirigido hacia la periferia del cerebro, un
número creciente de elementos del conjunto geométricamente ordenado
son orientados según ángulos incidentes más altos hacia el
cráneo.
La obtención de modelos de las ondas
transversales se ha venido despreciando, bien por ser de una
amplitud insignificante, o bien, si ésta es significativa, porque
el haz resultante sería incoherente y difícil de predecir. La
ausencia de información significativa sobre las velocidades de las
ondas elásticas de los huesos del cráneo ha inhibido también su
consideración a la hora de obtener modelos. Existen problemas
similares por lo que respecta a la propagación de los ultrasonidos
a través de otras estructuras óseas.
El documento
US-A-5.197.475 (Antich et
al.) describe un aparato para investigar las propiedades
mecánicas de un material sólido tal como un hueso, que comprende
medios para situar el aparato cerca de una superficie del material
sólido, al menos un transductor emisor de ultrasonidos, situado de
manera que emite una onda de ultrasonidos hacia una superficie del
material, al menos un transductor receptor de ultrasonidos, situado
de tal modo que recibe una onda de ultrasonidos que ha sido emitida
y ha entrado en contacto con la superficie del material, medios
para variar el ángulo de incidencia de la onda de ultrasonidos
emitida hacia la superficie del material, medios sensibles a la
onda de ultrasonidos recibida, destinados a determinar la alineación
de la superficie del material con respecto a los transductores
emisor y receptor de ultrasonidos, y medios analizadores de señal,
conectados al al menos un transductor receptor de ultrasonidos con
el fin de determinar al menos una característica de la onda de
ultrasonidos recibida que sea indicativa de una propiedad mecánica
del material. En funcionamiento, la normal o perpendicular a la
superficie del material se determina analizando las ondas
ultrasónicas recibidas que se generan cuando la onda ultrasónica
emitida incide en el material desde cada una de la pluralidad de
direcciones variables, y se determina una característica de la onda
ultrasónica recibida en cada uno de una pluralidad de ángulos de
incidencia variables comprendidos en el intervalo entre 0º y 90º, y
en una pluralidad de planos de emisión variables definidos por la
onda ultrasónica emitida y la normal a la superficie del material;
esa característica es entonces utilizada para estimar la propiedad
mecánica del material.
El documento WO 02/32316 A1 describe un método
para enfocar ondas acústicas de utilidad para obtener una imagen de
un campo que se ha de observar, contenido en un medio heterogéneo y
disipativo, en torno al cual unos transductores acústicos
(T1-Tn, T'1-T'm) forman una red de
obtención de imágenes y una red de objetivo. El método consiste en
seguir una etapa de adiestramiento durante la cual se miden las
respuestas ante los impulsos por parte del medio entre cada
transductor (Ti) de la red de obtención de imágenes y varios
transductores (Tj) de la red de objetivo; deducir de ello señales
de referencia destinadas a ser emitidas por los transductores de la
red de obtención de imágenes con el fin de producir un impulso
acústico enfocado en cada transductor de la red de objetivo, y a
continuación, de forma acumulativa, determinar señales de referencia
destinadas a ser emitidas para enfocar un impulso acústico en
puntos predeterminados del medio. Dichas señales de referencia se
almacenan y utilizan subsiguientemente para generar una imagen
acústica del medio. El método es adecuado para la obtención
acústica de imágenes de eco del cerebro desde el exterior del
cráneo.
Se ha descubierto ahora que los haces de
ultrasonidos pueden transmitirse de forma efectiva y coherente a
través de los huesos por medio de ondas transversales. Esto puede
llevarse a cabo, por ejemplo, incrementando el ángulo entre el haz
y la normal a la superficie del hueso más allá del ángulo crítico
(aproximadamente 20º) que provoca reflexiones completas de las
ondas longitudinales. Para ángulos entre aproximadamente 25º y 60º,
se generan y propagan ondas transversales a través del hueso y, en
la superficie interna, éstas se convierten de nuevo en ondas
longitudinales que se propagan al interior de los tejidos blandos
del otro lado del hueso. Este hallazgo tiene diversas
implicaciones: en primer lugar, las ondas transversales tienen más
o menos la misma velocidad de propagación por el hueso que la que
tienen las ondas longitudinales en los tejidos blandos. De esta
forma, el frente de onda puede no verse distorsionado
significativamente por el espesor variable del hueso, como lo es
para las ondas longitudinales como consecuencia de la velocidad más
alta del sonido en el hueso (2.500-3.000 m/s). Es
posible enfocar haces de ultrasonidos a través del hueso sin llevar
a cabo complejas correcciones de las aberraciones, específicas del
paciente. Puede llevarse a cabo, por ejemplo, la formación de
imágenes ultrasónicas para el diagnóstico del cerebro, así como
tratamientos y diagnosis del cerebro por ultrasonidos, con
dispositivos relativamente simples. Una segunda implicación es que
el ángulo de entrada del haz puede ser aumentado y puede alcanzar
volúmenes cerebrales mayores con una ganancia más alta que con el
uso de ondas longitudinales. En tercer lugar, pueden mejorarse
significativamente las predicciones del enfoque de los ultrasonidos
a través de un cráneo si se combina la obtención de modelos de
propagación de ondas transversales con modelos de propagación
longitudinal. Por otra parte, pueden reducirse o eliminarse las
reflexiones no deseadas en las capas de los huesos, lo que hace que
la información de diagnóstico sea más fácil de analizar.
Por tanto, de acuerdo con la presente invención,
se proporciona un sistema según se especifica aquí, más adelante,
en la reivindicación 1.
Las realizaciones de la invención pueden
proporcionar una o más de las siguientes capacidades y pueden ser
utilizadas para uno o más de los siguientes usos. La invención puede
ser utilizada en diagnosis y/o terapia por ultrasonidos, y puede
ayudar a los métodos que se fundamentan en la transmisión de
ultrasonidos a través del cráneo. En particular, la invención puede
ser aplicada en sistemas cuyo propósito es obtener imágenes del
flujo sanguíneo a través de los huesos, o puede constituir una
mejora/complemento para los dispositivos de obtención de imágenes
y/o terapéuticos por ultrasonidos ya existentes, o bien puede
aplicarse en un dispositivo autónomo para la terapia por
ultrasonidos a través de los huesos, y/o aplicarse en técnicas que
se fundamentan en la apertura de la barrera
sanguíneo-cerebral (BBB
-"blood-brain barrier") mediante el uso de
ultrasonidos, o en cualesquiera otros procedimientos diagnósticos o
terapéuticos que se realicen utilizando ultrasonidos. El enfoque de
los ultrasonidos puede ser simplificado en gran medida, y la
corrección de la distorsión de fase puede ser reducida y,
posiblemente, eliminada. Es posible aumentar el volumen de tejido al
que se puede llegar en la actualidad con ultrasonidos. Además,
ciertas realizaciones de la invención pueden detectar cavidades en
estructuras óseas y/o permitir la detección/determinación del
contenido de las cavidades, de manera que las reflexiones
indeseadas en las superficies óseas pueden ser reducidas o
suprimidas.
Los métodos que se sirven de las realizaciones
de la invención pueden incluir una o más de las siguientes
características. El análisis incluye producir una imagen de al menos
una porción de la región deseada. La región deseada es una región
lineal situada a lo largo de una línea de transmisión del haz
ultrasónico principal. La aplicación de la porción del haz
ultrasónico principal comprende aplicar la porción del haz
ultrasónico principal al hueso. El hueso es un cráneo, y la porción
del haz ultrasónico principal es dirigida al cráneo según el ángulo
de incidencia con el fin de alcanzar la región deseada del interior
del cráneo. La región deseada es una de entre una cavidad de seno y
una cavidad el oído interno, y el método comprende adicionalmente
proporcionar una indicación con respecto a si la región deseada se
encuentra al menos parcialmente llena de fluido. La región deseada
es una de entre un diente y un hueso maxilar, y el método comprende
adicionalmente al menos una etapa de entre: proporcionar una
indicación con respecto a si la región deseada tiene al menos uno
de entre una cavidad y un absceso, y obtener una imagen de al menos
una de entre la anatomía y la perfusión de la sangre de la región
deseada.
Las implementaciones de la invención pueden
incluir también una o más de las siguientes características. El al
menos un primer haz ultrasónico principal se aplica en múltiples
impulsos de diferentes frecuencias. Las diferentes frecuencias se
encuentran dentro de un intervalo de frecuencias de entre
aproximadamente 0,3 MHZ y aproximadamente 5 MHz. Las diferentes
frecuencias se encuentran dentro de un intervalo de frecuencias de
entre aproximadamente 1 MHz y aproximadamente 3 MHz. Los impulsos
tienen duraciones dentro de un intervalo de entre aproximadamente 1
ciclo y entre aproximadamente 100 ciclos. Los diferentes impulsos
tienen diferentes amplitudes correspondientes con el fin de
compensar los diferentes grados o magnitudes de atenuación asociados
con las distintas frecuencias. El al menos un primer haz
ultrasónico principal se aplica en un tren de ondas de múltiples
ciclos, de manera que al menos dos de los ciclos tienen al menos una
posibilidad de entre diferentes frecuencias, diferentes fases y
diferentes amplitudes.
Las implementaciones de la invención pueden
incluir una o más de las siguientes características. El dispositivo
colocador está configurado para al menos una posibilidad de entre
(1) acoplarse al sujeto y al transceptor o
transmisor-receptor de una manera fija, de tal forma
que la normal se dirija hacia la superficie según el primer ángulo,
y (2) ajustar mecánicamente el transmisor-receptor
de tal modo que la normal quede dirigida hacia la superficie en el
primer ángulo. El controlador está configurado para procesar o
tratar los indicios de la energía devuelta con el fin de formar una
imagen de al menos una porción de la superficie.
Las implementaciones de la invención pueden
incluir también una o más de las siguientes características. El
sistema incluye un controlador, conectado al
transmisor-receptor y configurado para accionar el
transmisor-receptor con el fin de producir el haz
principal para la transmisión de energía a la región de objetivo, y
la superficie del sujeto es una superficie externa del cráneo del
sujeto. El sistema incluye un controlador, acoplado al
transmisor-receptor y configurado para accionar el
transmisor-receptor con el fin de producir el haz
principal en una pluralidad de impulsos con diferentes frecuencias
y amplitudes. Las diferentes frecuencias se encuentran dentro de un
intervalo de frecuencias desde aproximadamente 0,5 MHz hasta
aproximadamente 5 MHz. Las diferentes frecuencias se encuentran
dentro de un intervalo de frecuencias de entre aproximadamente 1 MHz
y aproximadamente 3 MHz. Los impulsos tienen duraciones
comprendidas en un intervalo de entre aproximadamente 1 ciclo y
aproximadamente 100 ciclos. Las diferentes amplitudes compensan los
diferentes grados de atenuación asociados con las distintas
frecuencias. El sistema incluye un controlador, conectado al
transmisor-receptor y configurado para accionar el
transmisor-receptor con el fin de producir el haz
principal en un tren de ondas de múltiples ciclos, de tal modo que
al menos dos de los ciclos tiene al menos una posibilidad de entre
diferentes frecuencias, diferentes fases y diferentes amplitudes.
Los medios analizadores están configurados para proporcionar una
indicación en cuanto a si la región de objetivo está llena, al
menos parcialmente, de fluido.
La implementación de la invención puede incluir
una o más de las siguientes características. El dispositivo
transductor comprende una pluralidad de elementos configurados para
transmitir energía ultrasónica, y el controlador está configurado
para inhibir la actuación de al menos una de entre (1) una parte del
dispositivo transductor configurada para producir un segundo haz
principal que será incidente sobre la porción de la superficie del
sujeto en un segundo ángulo que es menor que el ángulo crítico
longitudinal, y (2) una parte del dispositivo transductor
configurada para producir un tercer haz principal que será incidente
en la porción de la superficie del sujeto según un tercer ángulo
que es mayor que el ángulo crítico de la onda transversal. Las
diferentes frecuencias se encuentran dentro de un intervalo de
frecuencias que va desde aproximadamente 0,1 MHz hasta
aproximadamente 5 MHz. Las diferentes frecuencias están dentro de un
intervalo de frecuencias que va desde aproximadamente 0,31 MHz
hasta aproximadamente 3 MHz. Los impulsos tienen duraciones
comprendidas dentro de un intervalo entre aproximadamente 1 ciclo y
aproximadamente 100 ciclos. El dispositivo colocador está
configurado para acoplarse al sujeto con el fin de orientar
mecánicamente la fuente con respecto a al menos uno de entre el
sujeto y el hueso, según se desee. El transductor comprende una
pluralidad de elementos configurados para transmitir energía
ultrasónica, y el dispositivo colocador está configurado para
incidir en las fases de los elementos con el fin de orientar o
guiar electrónicamente el primer haz principal. El transductor
comprende una pluralidad de elementos configurados para transmitir
energía ultrasónica, y el controlador está configurado para incidir
en la regulación de la secuencia temporal de las actuaciones de los
elementos con el fin de guiar electrónicamente el primer haz
principal. El controlador está configurado para proporcionar una
indicación acerca de si la región de objetivo se encuentra al menos
parcialmente llena de fluido, basándose en la información
diagnóstica determinada por el controlador a partir de la energía
devuelta.
Las implementaciones de la invención pueden
incluir también una o más de las siguientes características. El
controlador está configurado para hacer que un segundo haz principal
sea dirigido a la región de objetivo con el fin de estimular el
movimiento en la región de objetivo, y el controlador está
configurado para proporcionar una indicación del movimiento en la
región de objetivo basándose en la información diagnóstica
determinada por el controlador a partir de la energía devuelta. Los
primer y segundo haces principales tienen diferentes frecuencias.
El controlador está configurado para hacer que los segundo y tercer
haces principales sean dirigidos a la región de objetivo con el fin
de estimular el movimiento en la región de objetivo, y el
controlador está configurado para proporcionar una indicación del
movimiento en la región de objetivo basándose en la información
diagnóstica determinada por el controlador a partir de la energía
devuelta. El controlador está configurado para producir una imagen
de al menos una porción de la región de objetivo a partir de la
energía devuelta. La región de objetivo es una región lineal del
sujeto y el controlador está configurado para producir una imagen
lineal a partir de la energía devuelta.
Diversos aspectos de la invención pueden
proporcionar una o más de las siguientes capacidades. Los
ultrasonidos pueden propagarse a través de un hueso, por ejemplo,
el cráneo, al tiempo que experimentan una distorsión reducida y una
intensidad de señal incrementada, lo que permite imágenes del
cerebro más nítidas y precisas, así como un mejor enfoque para las
aplicaciones terapéuticas, en comparación con las técnicas
anteriores. Los ecos indeseados desde las capas óseas superyacentes
pueden ser reducidos, lo que facilita el análisis de la información
diagnóstica recibida desde el tejido de objetivo. Pueden detectarse
las cavidades óseas y/o su contenido. La propagación en modo
transversal a través de los huesos puede ser utilizada para un
cierto número de problemas de obtención de imágenes, que incluyen
la detección de vasos, la detección de tumores, la morfología de
los tejidos y las hemorragias en el interior del cerebro. Los
ultrasonidos a través de los huesos pueden proporcionarse con una
distorsión reducida y/o una precisión en la posición más alta que
las técnicas anteriores.
A continuación se proporciona una descripción a
modo de ejemplo únicamente, con referencia a los dibujos anexos de
realizaciones de la presente invención.
En los dibujos:
La Figura 1 es una imagen de una porción de un
cráneo y un dibujo en trazos simplificados de las capas del
cráneo.
La Figura 2 es un diagrama esquemático de un
sistema de terapia por ultrasonidos de acuerdo con la invención;
Las Figuras 3-9 son diagramas
esquemáticos de partes proporcionadas a modo de ejemplo del sistema
que se muestra en la Figura 2, en uso en diversas aplicaciones;
La Figura 10 es un diagrama de flujo en bloques
de un procedimiento para utilizar el sistema que se muestra en la
Figura 2 para aplicaciones de diagnóstico por ultrasonidos.
Las Figuras 11-12 son dos
procedimientos de montaje diferentes que se utilizan en experimentos
para mediciones a través del cráneo.
La Figura 13 consiste en un par de
representaciones gráficas de la amplitud y la fase de la presión,
experimentales y simuladas, en función del ángulo de
incidencia.
Las Figuras 14A-B son
representaciones diagramáticas de la amplitud y la fase de la
presión en función del ángulo de incidencia en un experimento a
través del cráneo.
La Figura 15 consiste en imágenes de
ultrasonidos transmitidos a través de un cráneo, en diversos ángulos
de incidencia.
La Figura 16 es una representación diagramática
de mediciones de campo, medida y simulada, de los ultrasonidos
transmitidos a través de un cráneo con un ángulo de incidencia de
32º.
Las Figuras 17A-B son imágenes
de excitaciones codificadas, sin normalizar y normalizada.
Las Figuras 18A-B son
representaciones diagramáticas de la respuesta del transductor
sumada, filtrada y sin filtrar, respectivamente, ante las
excitaciones que se muestran en la Figura 17.
La Figura 19 muestra barridos de línea A de
ondas transversales y ondas longitudinales.
La Figura 20 muestra imágenes de una tuerca de
nilón con unos ángulos de incidencia de 0º y 33º a través del
cráneo.
La Figura 21 es un diagrama esquemático de una
disposición experimental para ensayar la obtención de imágenes de
una cavidad utilizando la propagación de ondas transversales de
ultrasonidos.
Las Figuras 22A-B son
representaciones diagramáticas de las respuestas a las ondas
transversales y a las ondas longitudinales, respectivamente, que
inciden en cavidades llenas de agua y llenas de aire.
La Figura 23 es una representación gráfica de la
amplitud de la presión debida las ondas longitudinales y
transversales, en función del ángulo de incidencia sobre una capa de
plástico.
La Figura 24 es un gráfico de una configuración
de antena de haz principal estrecho, proporcionada a modo de
ejemplo.
La Figura 25 es un gráfico de una configuración
de antena de haz principal ancho, proporcionada a modo de
ejemplo.
La Figura 26 es un diagrama de flujo en bloques
de un procedimiento para utilizar el sistema que se muestra en la
Figura 2 para aplicaciones terapéuticas por ultrasonidos.
Realizaciones de la invención proporcionan
técnicas para la propagación a través del cráneo y a través de
otros huesos, que inducen deliberadamente un modo transversal en el
seno del hueso. Para la propagación a través del cráneo, las ondas
incidentes experimentan una conversión de modo de una onda incidente
longitudinal en una onda transversal en las capas del hueso, para
pasar entonces de nuevo a una onda longitudinal dentro del cerebro.
La velocidad transversal en el cráneo puede proporcionar una mejor
coincidencia de impedancia acústica, menor refracción y menor
alteración de fase que su contrapartida longitudinal. Utilizando una
onda transversal, los ultrasonidos pueden ser enfocados dentro del
cerebro. No se inducirán ondas longitudinales en el hueso si los
ultrasonidos inciden en el hueso con un ángulo más allá del ángulo
crítico de Snell. Se ha proporcionado un análisis numérico y se
estudiaron demostraciones de los fenómenos con réplicas o
reproducciones simuladas de plástico y utilizando un cráneo humano
ex vivo o extraído de un ser vivo. Pueden utilizarse
realizaciones de la invención para diversas aplicaciones, incluyendo
aplicaciones terapéuticas y diagnósticas, que se explican por
separado más adelante.
Se ha observado que, en ciertas condiciones, es
posible propagar ultrasonidos a través del cráneo con una
distorsión reducida y amplitudes de señal más altas mediante el uso
de ángulos de incidencia más grandes. Investigaciones tanto
numéricas como experimentales indican que esto se debe al
comportamiento de los modos transversales inducidos dentro de los
huesos del cráneo. Cuando el ángulo de entrada de los ultrasonidos
está más allá del ángulo crítico de Snell para la onda de presión
longitudinal, la propagación en el hueso se debe exclusivamente a
la onda transversal. Esta conversión de una onda longitudinal (piel)
en una onda transversal (cráneo) y nuevamente en una onda
longitudinal (cerebro) no produce necesariamente una onda
fuertemente distorsionada o de pequeña amplitud. Las
investigaciones que estudiaron materiales de réplica o reproducción
isótropos y, más tarde, muestras de huesos humanos ex vivo
apoyan esta hipótesis. De hecho, se ha descubierto que un haz
enfocado que se desplaza como una onda transversal en el cráneo,
puede verse menos distorsionado que uno longitudinal. En algunos
casos, se observó que un haz enfocado era de amplitud más grande que
una onda longitudinal que se propagaba a través de la misma área
del cráneo. El éxito de la propagación
longitudinal-transversal-longitudinal
puede ser debido fundamentalmente a las similitudes entre la
velocidad de la onda elástica (transversal) (\sim1.400 m/s) y las
velocidades del sonido en el agua (\sim1.500 m/s), en la piel
(\sim1.525 m/s) y en el cerebro (\sim1.550 m/s), así como en
otros tejidos blandos. En contraste, el intervalo de velocidades
longitudinales del sonido en el cráneo para las frecuencias de
interés es aproximadamente el doble de estos valores. Así, la
producción intencionada de modos transversales en los huesos del
cráneo puede ser utilizada como un mecanismo para producir imágenes
del cerebro o para detectar anormalidades dentro del cerebro. Es
posible utilizar técnicas similares para usos terapéuticos y/o
diagnósticos en otras partes del cuerpo, o bien en aplicaciones al
margen del cuerpo humano o del de otros animales.
Ciertas realizaciones de la invención utilizan
modos transversales producidos intencionadamente en los huesos del
cráneo como mecanismo para producir o mejorar un foco a través del
cerebro. Los modos transversales se incorporan a un modelo de
propagación transcraneal, demostrando una capacidad para predecir la
fase y la amplitud de los ultrasonidos para ángulos de incidencia
grandes. Para ilustrar esta solución, se obtiene primeramente un
modelo del campo a través de una única capa de plástico. La solución
se aplica entonces a secciones de huesos humanos, que se comparan
con mediciones experimentales. La solución puede ser utilizada para
un enfoque más preciso en el interior del cerebro y podría extender
la región de enfoque más allá de los métodos actuales.
Basándose en la pequeña curvatura del cráneo en
relación con las longitudes de onda de los ultrasonidos, las
superficies interna y externa del cráneo se seccionan en regiones,
cada una de las cuales se interpreta en aproximación como si fuese
plana, pero que no son necesariamente paralelas. Esta aproximación
se realiza con el fin de simplificar el análisis y no es necesaria
para la implementación de la invención. En la Figura 1 se
proporciona un diagrama del problema que muestra el campo de
ultrasonidos, divido en zonas incidentes sobre estas regiones de la
superficie del cráneo. Cada región se modela a un sólido isótropo de
una sola capa con constantes de Lamé que se determinan en función
de la densidad media en la región de propagación.
La propagación a través de un cráneo isótropo
orientado arbitrariamente se consigue por medio de la descomposición
espectral de la onda incidente y la determinación de los caminos o
recorridos de los rayos, y la atenuación como una función del
número de onda angular, conforme el campo atraviesa el cráneo. Cada
una de estas componentes espectrales de onda harmónicas,
inicialmente longitudinales, se considerará más adelante en términos
de su potencial de velocidad. Sin pérdida de generalidad, una
componente dada puede considerarse como un marco o sistema de
referencia en el que la superficie normal está orientada a lo largo
del eje cartesiano y, y el eje z viene definido por el vector
unitario del producto vectorial entre el eje de propagación y el
vector de superficie. En este sistema, el potencial de velocidad se
expresa como:
donde A_{L} es la amplitud de la
componente de onda longitudinal incidente en la superficie de la
capa, A_{LR} es la amplitud de la onda longitudinal reflejada,
\theta es el ángulo de incidencia, y k_{x} y k_{y} son las
componentes del vector de onda en el sistema de referencia
especificado. Los superíndices I a III se utilizan,
respectivamente, para denotar la piel, el cráneo y el cerebro, en
tanto que los subíndices L y S hacen referencia a ondas
Longitudinales o Transversales ("Shear"). De acuerdo con ello,
el potencial longitudinal transmitido dentro del cráneo viene dado
por:
y el potencial vector transversal
es:
Utilizando esta descripción, cada componente de
onda espectral ha de considerarse en su sistema de referencia único
que le es propio. En el límite o frontera, la onda incidente se
divide en una onda reflejada, una onda transmitida longitudinal y
una onda transmitida transversal. Las amplitudes de estas ondas
pueden determinarse con respecto a la onda incidente utilizando
métodos destacados por Kino (Acoustic Waves: Devices, Imaging,
and Analog Signal Processing (Ondas acústicas: dispositivos,
obtención de imágenes y tratamiento de señal analógica),
Englewood Cliffs, Nueva Jersey; Prentice-Hall,
1987). Específicamente, el componente normal del desplazamiento de
partícula,
ha de ser continuo en la frontera,
así como la tensión o esfuerzo
normal
y el esfuerzo
transversal
de manera que las velocidades
transversal y longitudinal del sonido para un medio dado se
relacionan con las constantes de Lamé \mu y \lambda
por:
En el Apéndice A se proporcionan detalles de los
cálculos de amplitud. Cada solución de onda plana describe el
comportamiento de n único número de onda angular. Estas amplitudes
se calculan para el espacio de vector de onda de cada componente.
Sin embargo, esto puede llevarse a cabo fácilmente de forma cerrada,
según se aporte en el Apéndice B. Tras propagarse al interior del
cráneo, las ondas longitudinal y transversal se tratan
separadamente, de tal modo que la onda total que alcanza entonces el
cerebro es igual a:
donde A^{III}_{LL} y
A^{III}_{LS} son las amplitudes de las ondas longitudinales
debidas a las ondas incidentes longitudinal y transversal en el
cráneo.
Los valores de los potenciales de velocidad
pueden encontrarse igualando las Ecuaciones (4)-(6) en las
superficies de separación o interfaces entre la piel y el hueso,
tras sustituir en las Ecuaciones (1)-(3), y resolviendo para
A^{II}_{L} y A^{II}_{S}. En la interfaz entre el cráneo y el
cerebro, las amplitudes del potencial de velocidad transversal y
longitudinal serán iguales al producto de estas amplitudes de
transmisión por la pérdida por absorción experimentada en el seno
del hueso. Puesto que cada componente espectral tendrá su propia
longitud de recorrido independiente a través del cerebro, su
absorción total diferirá generalmente entre componentes. En la
Figura 1 se proporciona una representación bidimensional del
problema.
Para encontrar las amplitudes de onda en el
cerebro, A^{III}_{LL} y A^{III}_{LS}, el problema se reduce una
vez más a dos dimensiones al rotar el problema hasta situarlo en un
sistema de referencia en el que la superficie normal está orientada
a lo largo de un eje cartesiano y, y el vector de onda en cuestión
se encuentra dentro del plano x-y. Como el tejido
blando del cerebro es similar a un fluido, la onda incidente
longitudinal dentro de los huesos del cráneo se dividirá
adicionalmente en una onda transversal reflejada y una onda
longitudinal reflejada, y en una onda longitudinal transmitida. La
onda transversal dentro del cráneo se dividirá de forma similar,
pero con diferentes ángulos de reflexión y de refracción.
La presión acústica en un punto dado del cerebro
se obtiene resolviendo por separado para la amplitud y para la
fase de cada componente espectral en toda un área plana. El espectro
se transforma inversamente para proporcionar la presión en todo el
plano de medición. La amplitud de la presión es igual a la tensión o
esfuerzo normal, cambiado de signo, que está relacionado con la
amplitud de los potenciales de velocidad escalares en el cerebro,
A^{III}_{LL} y A^{III}_{LS} por la Ecuación (4) y la Ecuación
(5). Las amplitudes de presión se calcularon según se describe en el
Apéndice A. La Figura 23 muestra la dependencia angular de
A^{III}_{LL} y A^{III}_{LS} que resulta de una onda plana
infinita en el agua, tras desplazarse a través de una capa de
plástico ideal (por ejemplo acrílico).
Basándose en el elevado coeficiente de
atenuación en el cerebro, se desprecian las contribuciones
adicionales debidas a las reflexiones múltiples dentro de los
huesos del cráneo. La presión acústica total en cualquier punto del
cerebro puede determinarse calculando la longitud del camino o
recorrido y la amplitud de transmisión total para cada componente
espectral. Se calculan la fase acústica relativa y la atenuación
total (incluyendo las pérdidas por absorción). El algoritmo para
determinar las longitudes de los recorridos del campo desde el
transductor hasta el punto de medición en el interior del cerebro,
se presenta en el Apéndice B.
Haciendo referencia a la Figura 2, un sistema 10
de diagnóstico por ultrasonidos incluye un dispositivo 12 formador
de imágenes, una matriz o conjunto ordenado 14 en fase de n
elementos transductores 16, un dispositivo 18 ajustador de señal,
un controlador 20, un generador 22 de frecuencia y un dispositivo de
colocación 23. El sistema 10 está configurado para proporcionar
capacidades de diagnóstico por ultrasonidos. El sistema 10 está
configurado para determinar una o más características de un objeto,
aquí, el cráneo 28 de un paciente 30, y para aplicar energía
ultrasónica (por ejemplo, comprendida en el intervalo entre
aproximadamente 0,01 MHz y aproximadamente 10 MHz, y,
preferiblemente, entre aproximadamente 0,01 MHz y aproximadamente 3
MHz), que se enfoca en el interior del objeto, aquí, dentro del
cerebro del paciente. Si bien la exposición se centra aquí en un
cráneo, pueden utilizarse otros objetos, por ejemplo, zonas alejadas
del cerebro, tales como cavidades de senos, el canal auditivo, etc.
Por otra parte, la invención puede ser utilizada en aplicaciones
dentales (dientes), en la aplicación a través de las costillas, de
la espina dorsal o de cualquier otro hueso. La invención puede
utilizarse para determinar si una cavidad del interior de un hueso
contiene aire o un fluido, y/o la viscosidad del fluido. Además, la
invención puede utilizarse para obtener imágenes de la médula ósea o
de los nervios y los vasos contenidos en los huesos. Es también
posible la obtención de imágenes del canal espinal. La invención
puede también utilizarse para detectar cavidades óseas, fracturas
y/o tumores.
Las señales para el conjunto ordenado 14 son
proporcionadas por una disposición de excitación. Esta disposición
puede ser similar a la divulgada en Daum et al., "Design
and Evaluation of a Feedback Based Phased Array System for
Ultrasound Surgery" ("Diseño y evaluación de un sistema de
conjunto ordenado en fase basado en realimentación, para cirugía
por ultrasonidos"), IEEE [Instituto de Ingeniería Eléctrica y
Electrónica] Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control
45(2):431-4, 1998, pero con una frecuencia de
excitación seleccionada entre aproximadamente 0,1 MHz y
aproximadamente 10 MHz. La excitación puede también llevarse a cabo
por otras técnicas que proporcionen las señales ultrasónicas
deseadas. La potencia y la fase de cada elemento transductor 16
puede controlarse manualmente o bien ser automáticamente controlada
mediante el uso de software o programación y realimentación. Si
bien se prefiere una matriz o conjunto ordenado de elementos, el
sistema 10 puede ser utilizado con un conjunto de elementos no
coordinado o incluso con un único elemento, dependiendo de la
aplicación.
El conjunto ordenado 14 de elementos
transductores 16 está configurado para ser dispuesto en o cerca de
la superficie externa de la cabeza del paciente o de otra
superficie que esté superpuesta a un hueso 28. El conjunto ordenado
14 está configurado con una forma curva, por ejemplo, esférica, si
bien son posibles secciones de otras formas, tales como plana,
incluyendo lineal. El conjunto ordenado 14 está configurado para ser
colocado en o cerca de la cabeza del paciente, y para enfocar la
energía ultrasónica a una cierta distancia de la superficie del
conjunto ordenado 14. El conjunto ordenado 14 puede ser de una
variedad de tamaños, por ejemplo, de 30 cm de diámetro o mayor, al
objeto de ajustarse en torno a la cabeza de una persona, o bien de
aproximadamente 1 mm de diámetro, o incluso más pequeño. Los
elementos 16 son, preferiblemente, transmisores configurados para
generar impulsos de ultrasonidos y dirigirlos a unos valores de
potencia que dependen de la aplicación, y, además, para recibir
energía ultrasónica. Los elementos transductores 16 del conjunto
ordenado 14 son, preferiblemente, elementos transductores
piezoeléctricos dispuestos en el conjunto ordenado 14 según se
muestra. Los elementos transductores 16 (por ejemplo, piezas
piezoeléctricas con una separación de centro a centro de
\lambda/2) están montados dentro caucho de silicona u otro
material adecuado para amortiguar el acoplamiento mecánico entre
los elementos 16. Pueden también utilizarse otros materiales para la
construcción o estructura del conjunto ordenado. Por ejemplo, el
conjunto ordenado 14 puede estar formado a partir de una o más
piezas de material compuesto o de cualquier material que convierta
la energía eléctrica en energía acústica.
El conjunto ordenado 14 está acoplado al
dispositivo 18 ajustador de señal, el cual está conectado,
adicionalmente, al generador 22 de frecuencias. El generador 22 de
frecuencias está configurado para proporcionar una señal de
radiofrecuencia (RF) común como señal de entrada al dispositivo 18
ajustador de señal. También es posible utilizar un generador de
señal independiente para algunos o todos los elementos 16. El
generador 22 de radiofrecuencia puede ser de cualquier tipo que
produzca las señales apropiadas para el dispositivo 18 ajustador de
señal. Pueden utilizarse también frecuencias individuales.
Utilizando un generador de señal individual (por ejemplo,
generadores de forma o perfil de onda digitales), la fase, la
amplitud y el retardo de cada señal pueden ser ajustados por los
generadores de señal sin necesidad de un circuito adicional. Las
excitaciones provocan que la energía ultrasónica se transmita a
través del cráneo 28 del paciente, y, dependiendo del retardo
relativo, que se enfoque la energía en una región seleccionada
dentro del cerebro del paciente, si se desea. El generador 22 está
conectado al dispositivo 18 de ajuste para dividir la señal de
salida del generador, a fin de proporcionar n señales de entrada al
dispositivo 18 ajustador de señal.
Conectados para recibir cada una de las n
señales de entrada desde el generador 22 de frecuencia, se
encuentran n pares de amplificadores
24_{1}-24_{n} y circuitos de retardo asociados
26_{1}-26_{n} del dispositivo 18 ajustador de
señal. Cada par compuesto de circuito de retardo 26 y amplificador
24 representa un canal del dispositivo 18 ajustador de señal. Los
circuitos de retardo 26 están configurados para proporcionar n
señales de salida independientes a los amplificadores 24, al alterar
o ajustar el retardo (y, posiblemente, la amplitud) de las señales
entrantes que proceden del generador 22, con los respectivos
factores de retardo \alpha_{1}-\alpha_{n}. Los
amplificadores 24_{1}-24_{n} están configurados
para amplificar las señales procedentes de los circuitos de retardo
26 y para proporcionar las señales amplificadas a los elementos
transductores 16 a través de conexiones, por ejemplo, cables
coaxiales, que conectan individualmente los amplificadores 24 a los
elementos transductores 16.
Los factores de retardo
\alpha_{1}-\alpha_{n} de los circuitos de
retardo 26 proporcional el guiado del haz de ultrasonidos de manera
que se dirija a un objeto situado en el camino de la energía
ultrasónica. El retardo de fase para cada elemento 16 asociado con
el guiado puede ser computado utilizando técnicas conocidas. Los
retardos \alpha_{1}-\alpha_{n} son
proporcionados por el controlador 20. El controlador 20 incluye
lógica que puede ser proporcionada mediante software,
firmware o programas instalados de forma permanente en el
hardware, o combinaciones de cualesquiera de éstos. Por ejemplo, el
controlador 20 puede ser un procesador de datos digital de
propósito general o de propósito especial, programado con
instrucciones de software de una manera convencional con el fin de
proporcionar y aplicar los retardos
\alpha_{1}-\alpha_{n} a los circuitos de
retardo, si bien es posible utilizar otras configuraciones.
El dispositivo de colocación 23 está configurado
para contribuir a garantizar que el conjunto ordenado 14 puede
proporcionar energía ultrasónica al objeto 28 en ángulos que
induzcan ondas transversales en el objeto 28. El dispositivo de
colocación 23 puede estar conformado para orientar el conjunto
ordenado 14 (o un único elemento 16) en relación con la superficie
externa del objeto 28, de tal manera que una dirección perpendicular
o normal con respecto al conjunto ordenado 14, o al elemento
individual 16, se encuentra entre un ángulo crítico longitudinal
(ángulo de Snell) más un factor de seguridad inferior, y por debajo
del ángulo crítico transversal (por encima del cual las ondas
transversales no se propagarán al interior del objeto 28) menos un
factor de seguridad superior. Para una superficie de separación o
interfaz de tejido blando-cráneo, el ángulo crítico
es en torno a 65º y, por tanto, los ultrasonidos serán dirigidos,
preferiblemente, al cráneo entre aproximadamente 25º y
aproximadamente 60º. Los factores de seguridad pueden ayudar a tener
en cuenta la anchura del haz principal del conjunto ordenado 14 ó
del elemento 16. Haciendo referencia a las Figuras
24-25, un haz principal 200 del conjunto ordenado
14 puede ser relativamente estrecho, por ejemplo, de \pm3º, a 3 dB
hacia abajo con respecto a la normal a 0º. Un haz principal 202 de
un único elemento 16 puede ser mucho más ancho, por ejemplo, de
\pm30º a 3 dB hacia abajo con respecto a la normal a 0º. Para
aplicaciones de diagnóstico, el haz principal es, preferiblemente,
estrecho, ya provenga de un conjunto ordenado (grande o pequeño), ya
proceda de un único elemento. El dispositivo de colocación 23
contribuye a garantizar que al menos una porción deseada del haz
principal 200, 202 puede ser dirigida a la superficie del objeto 28
con un ángulo de incidencia situado entre los ángulos críticos
longitudinal y transversal. Por ejemplo, para un único elemento 16,
el dispositivo de colocación 23 puede ser un bloque configurado
para recibir el elemento 16 y para ser colocado en la superficie
del objeto 28 con el fin de alinear el elemento 16 según se desee.
Por ejemplo, el dispositivo de colocación 23 puede estar
configurado para colocarse en la cara de una persona, adyacente a la
nariz de la persona, y para orientar el elemento 16 de tal manera
que al menos una porción deseada del haz principal 202 (por ejemplo,
con al menos una magnitud de umbral de potencia) sea dirigida al
interior del cráneo de una persona con un ángulo situado entre los
ángulos críticos longitudinal y transversal (por ejemplo, hacia la
cavidad de seno de la persona). También pueden utilizarse los
ángulos más superficiales situados entre el ángulo crítico para la
onda longitudinal y la normal.
El controlador 20 está configurado para dirigir
ultrasonidos desde el conjunto ordenado 14 según se desee. El
controlador 20 está configurado para guiar/dirigir mecánica y/o
electrónicamente la energía ultrasónica procedente del conjunto
ordenado 14. El controlador 20 puede enviar señales de instrucciones
al dispositivo de colocación 23 con el fin de alterar mecánicamente
la posición del conjunto ordenado 14 y, de esta forma, el
apuntamiento físico del conjunto ordenado 14 (es decir, la dirección
del (de los) haz (haces) principal(es) procedente(s)
del conjunto ordenado 14 y/o la(s) posición (posiciones) en
la(s) que el (los) haz (haces) principal(es)
incide(n) en el objeto 28). El controlador 20 puede, por otra
parte, controlar la fase proporcionada por los dispositivos 26 de
desplazamiento de fase, o la regulación de la secuencia temporal de
las excitaciones de los elementos 16, a fin de hacer
electrónicamente que el haz de ultrasonidos efectúe un barrido desde
el conjunto ordenado 14. Pueden utilizarse varias técnicas para el
guiado mediante el control de la regulación de la secuencia
temporal de excitación; por ejemplo, el controlador 20 puede
proporcionar señales de excitación retardadas, o bien el
controlador 20 puede proporcionar una señal de excitación común que
esté retrasada en el tiempo diferentes cantidades para los
distintos elementos 16, etc. El controlador 20 está configurado para
garantizar que al menos una cantidad deseada de energía procedente
del haz de ultrasonidos, sea ésta guiada mecánica y/o
eléctricamente, es dirigida al interior del objeto 28 entre los
ángulos críticos longitudinal y transversal. La energía ultrasónica
se convierte de ondas longitudinales en ondas transversales y es
transmitida por el interior del objeto 28 como ondas transversales.
Algo de la energía, sin embargo, puede ser dirigida al objeto 28 en
ángulos situados por encima o por debajo del intervalo comprendido
entre los ángulos críticos longitudinal y transversal. Además, las
ondas transversales pueden ser convertidas de nuevo en ondas
longitudinales dentro del objeto 28 en el caso de que exista una
transición dentro del objeto 28 (por ejemplo, un cambio en la
impedancia acústica) que induzca tal conversión (por ejemplo, una
transición del cráneo al cerebro).
La dirección/orientación mecánica del conjunto
ordenado 14 puede también ajustarse manualmente. De preferencia, el
ángulo de la superficie del objeto 28 se determina a simple vista,
sin necesidad de utilizar un equipo de obtención de imágenes tal
como un escáner de CT (tomografía computerizada -"computer
tomography") o de MR (resonancia magnética -"magnetic
resonance"). Es posible, sin embargo, proporcionar guías para
indicar cuándo un haz normal al conjunto ordenado 14 producirá una
onda transversal en el interior del objeto 28. El controlador 20
está configurado, adicionalmente, para excitar selectivamente los
elementos 16. Así, el controlador 20 puede excitar de forma
selectiva elementos que proporcionarán un ángulo de incidencia en el
objeto 28 que producirá una onda transversal en el objeto 28, y no
excitar elementos que no produzcan una onda transversal en el
objeto 28. Por otra parte, es posible producir múltiples haces de
forma simultánea desde el conjunto ordenado 14, dirigidos a
diferentes posiciones o de frecuencia y/o amplitud similares o
diferentes.
El controlador 20 está configurado para
controlar los circuitos de retardo 26 y los amplificadores 24, así
como para procesar o tratar datos recibidos desde el objeto 28,
aquí, el cráneo 28, a fin de proporcionar capacidades de
diagnóstico. El controlador 20 puede provocar que los ultrasonidos
emitidos se envíen a lo largo de una línea situada dentro del
objeto 28, y que se haga con ellos un barrido (por ejemplo, que sean
desplazados metódicamente) en torno a una región más amplia de
interés dentro del objeto 28. La línea a través del objeto 28
adoptada por los ultrasonidos puede cambiar de dirección (por
ejemplo, en las interfaces o al variar la impedancia acústica). El
controlador 20 puede tratar la energía reflejada que se recibe por
el conjunto ordenado 14 hasta obtener una imagen basada en la
dirección del haz y en el tiempo transcurrido entre el envío y la
recepción de la energía. Asimismo, el controlador 20 no tiene que
tratar la energía recibida para formar una imagen del objeto 28. El
controlador 20 puede tratar la energía recibida con el fin de
proporcionar otra información diagnóstica, por ejemplo, una
indicación binaria acerca de si se ha detectado un hueco (por
ejemplo, una cavidad o un absceso en un diente o hueso, tal como un
hueso maxilar), o bien la presencia o ausencia de material en un
hueco (por ejemplo, fluido en una cavidad de seno o en el oído
interno), etc. El controlador 20 puede también tratar la
información con el fin de formar una imagen, por ejemplo, de la
anatomía del objeto 28, de la perfusión de sangre en el objeto 28,
etc.
El controlador 20 está configurado
adicionalmente para controlar el generador 22 de frecuencia, los
amplificadores 24 y los circuitos de retardo 26, a fin de afectar o
incidir en la frecuencia, en la magnitud y en la regulación de
fases de la energía ultrasónica suministrada por el conjunto
ordenado 14 al objeto 28 para aplicaciones de diagnóstico. Se ha
descubierto que un esquema de excitación no uniforme contribuye a
superar la atenuación en la transmisión, con lo que se mejoran las
características de entrega y recepción de energía. El controlador
20 está configurado para hacer que el conjunto ordenado sea excitado
con una serie de trenes de impulsos extendidos, con lo que se
produce una serie de trenes de impulsos ultrasónicos extendidos que
se transmiten al objeto 28. Los trenes de impulsos son,
preferiblemente, repetidos en todo un intervalo de frecuencias, y
las señales devueltas se combinan numéricamente. Por ejemplo,
pueden enviarse 10 ciclos de energía al interior del cráneo 28 a
frecuencias que van desde aproximadamente 0,5 MHz hasta
aproximadamente 2,0 MHz, a intervalos de aproximadamente 0,01 MHz.
Los amplificadores 24 son, preferiblemente, controlados de tal
manera que se envían (o reciben) las señales deseadas (por ejemplo,
uniformes) en cada componente del espectro. También, la potencia de
las señales transmitidas es, preferiblemente, más elevada a
frecuencias más altas y más atenuantes (por ejemplo, por encima de
aproximadamente 1 MHz para los cráneos), de manera que es, por
ejemplo, proporcional a las pérdidas por atenuación en ambos
sentidos, de tal modo que la señal recibida tendrá una señal más o
menos deseada (por ejemplo igual) en todo el espectro de
frecuencias recibido. El controlador 20 está configurado
adicionalmente para sumar las señales recibidas y para aplicar un
filtro dispuesto en coincidencia a las señales con el fin de
recuperar las interfaces estructurales. Lo mismo puede también
llevarse a cabo en un único tren de impulsos ultrasónicos
transmitido en el que la frecuencia se haga barrer en todo un
intervalo deseado al tiempo que se modula la amplitud de una manera
deseada para compensar las diferencias de atenuación asociadas con
las distintas frecuencias. Las frecuencias comprendidas entre los
impulsos o dentro de éstos pueden variar prácticamente de cualquier
manera, por ejemplo, aumentando o disminuyendo linealmente,
aumentando o disminuyendo de manera no lineal, aumentando o
disminuyendo monótonamente, aleatoriamente, etc. El controlador 20
está configurado adicionalmente para controlar los circuitos de
retardo 26 al objeto de variar la fase entre los impulsos o dentro
de éstos. El controlador 20 puede provocar que los circuitos de
retardo 26 hagan que los distintos impulsos tengan fases
diferentes, y/o que los impulsos individuales presenten una
regulación de fase diferente dentro del impulso.
Las magnitudes de potencia para las aplicaciones
de diagnóstico varían dependiendo de la aplicación. Típicamente,
sin embargo, para las aplicaciones de diagnóstico, la duración de
los trenes de impulsos es de 1 a 100 ciclos, con una frecuencia
comprendida entre aproximadamente 0,1 MHz y aproximadamente 5 MHz,
y, preferiblemente, entre aproximadamente 0,5 MHz y aproximadamente
3 MHz, si bien estos valores son sólo a modo de ejemplo y no
limitativos por lo que respecta al ámbito de la invención.
Las señales reflejadas que son recibidas por los
transductores 16 se convierten en señales eléctricas para su
tratamiento por el dispositivo 12 formador de imágenes. El
dispositivo 12 formador de imágenes está configurado para tratar
las señales eléctricas con el fin de formar una imagen de la región
barrida. Las imágenes pueden proporcionarse al controlador 20 y
pueden ser obtenidas simultáneamente con otros usos del conjunto
ordenado 14 (por ejemplo, mediante la aplicación de forma
intermitente de energía para obtener imágenes, o por medio del uso
de algunos elementos 16 para la formación de imágenes, y de otros
elementos 16 para otros propósitos).
El controlador 20 está configurado para analizar
los datos procedentes del conjunto ordenado 14 y las imágenes
procedentes del dispositivo 12 formador de imágenes. El controlador
20 puede tratar las señales reflejadas, y analizar las señales
devueltas (o la ausencia de las mismas) que son recibidas por los
elementos 16 a fin de identificar indicios característicos de un
estado particular, por ejemplo, de presencia de fluido dentro de una
cavidad de seno de un paciente.
Las Figuras 3-5, con referencia
a la Figura 2, muestran diversas configuraciones del sistema 10, en
las que tan sólo se muestra una parte del sistema 10, de uso
particular en aplicaciones diagnósticas. Por ejemplo, haciendo
referencia a las Figuras 3-4, se utiliza un único
transductor o un pequeño conjunto ordenado de transductores como
transmisor 32 de ultrasonidos, en lugar del conjunto ordenado 14. LA
configuración que se muestra en la Figura 3 se utiliza,
preferiblemente, para aplicaciones de diagnóstico en las que no se
desea una imagen, en tanto que la configuración de la Figura 4 se
presta al uso con o sin la producción de imágenes para el análisis.
Por ejemplo, como se muestra, pueden dirigirse ondas ultrasónicas
transversales a través de un material 34, tal como un hueso, en el
que existe una cavidad 36 (tal como una cavidad de seno o un
absceso, etc.). Las reflexiones pueden ser analizadas por el
controlador 20 al objeto de determinar diversas propiedades, tales
como si la cavidad 34 está llena de fluido. La Figura 5 muestra una
configuración similar a la mostrada en la Figura 4, con un barrido
electrónico o mecánico de ondas transversales transmitidas 38,
indicado por una flecha 40. Si bien las ondas transversales 38 se
muestran desenfocadas, la regulación de fase de los elementos del
transmisor 32 puede adaptarse para enfocar las ondas 38.
En funcionamiento, haciendo referencia a la
Figura 10, con una referencia adicional a las Figuras
2-9, un procedimiento 110 para llevar a cabo
diagnósticos en, y/o proporcionar una terapia a, un objeto
utilizando el sistema 10, incluye las etapas que se muestran. Con
propósitos de ejemplificación, se supone que el objeto es el cráneo
28, según se muestra en la Figura 2, si bien esto es únicamente a
modo de ejemplo y no limitativo del ámbito de la invención. El
procedimiento 110 se da únicamente a modo de ejemplo y no es
limitativo, de manera que puede ser alterado, por ejemplo, al
añadir, suprimir o reorganizar etapas.
En la etapa 112, el conjunto ordenado 14 se
sitúa o coloca con respecto al objeto 28. El conjunto ordenado 14
(o el transceptor o transmisor-receptor de un único
elemento) puede ser situado manualmente y/o mediante la actuación
del dispositivo de colocación 23 por parte del controlador 20. El
conjunto ordenado 14 se coloca de tal manera que puede transmitir
energía ultrasónica a la superficie del objeto 28 con el fin de
producir ondas transversales primarias en el objeto 28. La
colocación deseada puede determinarse de acuerdo con el ángulo de
la superficie del objeto 28, según se determina visualmente por un
operario del sistema 10. El ángulo de la superficie del objeto 28
puede también ser determinado accionando el conjunto ordenado 14 y
obteniendo una imagen de la superficie del objeto 28. La imagen de
la superficie puede ser utilizada para recolocar el conjunto
ordenado 14 y/o para orientar o guiar electrónicamente el (los) haz
(haces) desde el conjunto ordenado 14 según sea apropiado.
En la etapa 14, los elementos
transmisores-receptores 16 son excitados para
producir un haz de ultrasonidos deseado, dirigido al objeto 28. El
controlador 20 selecciona los elementos deseados 16 para transmitir
energía con el fin de proporcionar la dirección, cobertura y
magnitud energética deseadas para la energía ultrasónica, a fin de
proporcionar la suficiente energía a una región o punto deseado para
conseguir los resultados deseados (por ejemplo, para diagnosis,
obtención de imágenes y/o terapia). El controlador 20 regula la
frecuencia, la fase, la amplitud y el retardo de la energía
proporcionada por los elementos 16 seleccionados. El retardo de
elemento a elemento puede variar al objeto de proporcionar una
dirección del haz controlada eléctricamente, de tal manera que
incidan en el objeto 28 las cantidades deseadas de energía
procedentes del conjunto ordenado 14 como un todo, y/o de los
elementos individuales 16, en un ángulo de incidencia comprendido
entre los ángulos críticos longitudinal y transversal, y sean
dirigidas para alcanzar una región deseada del objeto 28. La energía
ultrasónica se proporciona, preferiblemente, de una manera
codificada según se ha expuesto en lo anterior, de tal modo que la
energía se hace batir de forma pulsante en todo un intervalo de
frecuencias, de tal modo que las magnitudes de potencia que varían
de acuerdo con (dependiendo de) la frecuencia de la señal son
transmitidas. El haz puede ser ancho o enfocado. Pueden
seleccionarse también ciertos elementos y excitarse para
proporcionar ondas ultrasónicas que produzcan ondas primarias
longitudinales, y no transversales, dentro del objeto. El haz
transmitido por el conjunto ordenado 14 incide sobre el cráneo en
forma de ondas longitudinales, pasa a través del cráneo como ondas
transversales, y se convierte de nuevo en ondas longitudinales para
su transmisión adicional (por ejemplo, dentro del cerebro).
La etapa 112 y/o la 112 pueden ser repetidas
dependiendo de la aplicación. Por ejemplo, para la obtención de
imágenes, el conjunto ordenado 14 puede ser recolocado
mecánicamente, y/o puede guiarse electrónicamente la dirección del
haz de ultrasonidos, con el fin de cubrir toda el área de la que se
ha de obtener una imagen.
En la etapa 116, para aplicaciones diagnósticas
y de obtención de imágenes, el dispositivo 12 formador de imágenes
y el controlador 20 tratan las reflexiones recibidas a fin de
determinar las características apropiadas. El dispositivo 12
formador de imágenes puede tratar las señales recibidas para
recogerlas en combinación con la dirección correspondiente del haz
incidente, a fin de producir una imagen del objeto 28 (por ejemplo,
en un plano situado dentro del objeto 28). El controlador 20 puede
manipular los indicios devueltos para determinar una o más
propiedades no necesariamente relacionadas con la obtención de
imágenes, tales como la determinación de que una cavidad situada
dentro del objeto 28 contiene fluido o no. Para aplicaciones
diagnósticas, la(s) imagen (imágenes)
proporcionada(s) por el dispositivo 12 formador de imágenes
puede(n) no ser utilizada(s) por el controlador 20 y,
de hecho, el dispositivo 12 formador de imágenes puede no
proporcionar ninguna imagen.
\vskip1.000000\baselineskip
El sistema 10 puede ser utilizado para
aplicaciones terapéuticas, además de las aplicaciones diagnósticas,
por separado o simultáneamente. Los componentes del sistema 10
generalmente funcionan según se ha descrito anteriormente. Para
aplicaciones terapéuticas, sin embargo, puede proporcionarse otro
dispositivo 13 formador de imágenes y puede configurarse el sistema
10 para proporcionar ultrasonidos de una manera específicamente
adaptada al uso terapéutico. Los elementos 16 están configurados,
preferiblemente, para generar de forma pulsante, y dirigir,
ultrasonidos con elevadas magnitudes de potencia para aplicaciones
terapéuticas (dependiendo los niveles utilizados de la
aplicación).
El controlador 20 está configurado para
controlar los dispositivos 26 de desplazamiento de fase y los
amplificadores 24 para aplicaciones terapéuticas. El controlador 20
puede hacer que los ultrasonidos transmitidos sean enfocados en una
región focal si ello es apropiado para la terapia (por ejemplo,
ablación térmica), o que sean aplicados a una región más amplia de
una manera no enfocada para una terapia apropiada (por ejemplo,
aplicaciones de baja potencia tales como la apertura de la BBB).
Las magnitudes o valores de potencia para
aplicaciones terapéuticas varían dependiendo de la aplicación.
Típicamente, para aplicaciones terapéuticas, la duración de un tren
de impulsos es 1 ciclo para una onda continua con una frecuencia
comprendida entre aproximadamente 0,2 MHz y aproximadamente 3 MHz,
y, preferiblemente, entre aproximadamente 0,2 MHz y aproximadamente
2 MHz, si bien estos valores se dan únicamente a modo de ejemplo y
no son limitativos por lo que respecta al ámbito de la invención.
Las sonicaciones incluirán, típicamente, un tren de impulsos o
múltiples trenes de impulsos, lo que da como resultado tiempos de
sonicación comprendidos entre aproximadamente 1 microsegundo y
aproximadamente 1 hora o más largos, con tiempos que varían entre
los impulsos dependiendo de la aplicación.
El dispositivo 13 formador de imágenes puede
obtener imágenes del objeto 28 independientemente de los otros
aparatos de la Figura 2. Por ejemplo, el dispositivo 13 formador de
imágenes puede ser un dispositivo formador de imágenes de
tomografía computerizada (CT -"computer tomography") o de
resonancia magnética (MR -"magnetic resonance"). El
dispositivo 13 formador de imágenes, como el dispositivo 12 formador
de imágenes, puede proporcionar imágenes al controlador 20, por
ejemplo, para uso al objeto de determinar si son necesarios ajustes
antes o durante la aplicación terapéutica de ultrasonidos con el
uso del conjunto ordenado 14. El controlador 20 está configurado
para determinar a partir de las imágenes si una región de la que se
pretende que reciba terapia está ciertamente recibiendo la terapia
y recibiendo suficiente energía de la terapia deseada. Si una región
distinta de la región de objetivo deseada está recibiendo la
energía ultrasónica (por ejemplo, siendo sometida a ablación), o si
la región deseada está recibiendo demasiada energía o demasiado
poca, el controlador 29 puede alternar las excitaciones de los
elementos 16 con el fin de corregir la situación. Por ejemplo, la
energía puede ser aumentada o reducida, el foco de la energía puede
hacerse más pequeño o más grande, la región focal puede ser
modificada o desplazada, etc.
Las Figuras 6-9 muestran
diversas configuraciones adaptada para su uso en aplicaciones
terapéuticas tales como la ablación térmica, la destrucción
mecánica de tejido o de tumores, la apertura de la BBB, la terapia
de genes, la terapia con medicamentos de efecto selectivo, la
aceleración de reacciones químicas, la ayuda a la difusión de
productos químicos, la hipertermia, las aplicaciones que incrementan
la temperatura de una zona, cualquier otra interacción de
ultrasonidos que tenga valor terapéutico, etc. La Figura 6 muestra
un transmisor único curvado 42, el cual puede consistir en un único
elemento o en un conjunto ordenado de elementos. El transmisor 42
está configurado para producir un haz de ultrasonidos enfocado 44
que es transmitido a través de un objeto 46 (por ejemplo, un
cráneo) como ondas transversales, y que es enfocado en un punto o
región focal 48. Nótese que el haz de ultrasonidos 44, al igual que
los haces de otras configuraciones ya explicadas, está constituido
de ondas longitudinales entre el transmisor 42 y el objeto 46, y de
ondas transversales dentro del objeto 46. Si la composición del
objeto 46 cambia (por ejemplo, de hueso a cavidad, ya esté ésta
llena o no, por ejemplo, con fluido u otra materia tal como tejido
cerebral), el haz transmitido puede retornar a ondas
longitudinales. Éste es el caso cuando el objeto 46 es un cráneo. La
Figura 7 ilustra una configuración similar a la de la Figura 6,
pero con dos transmisores 42, 43 configurados para enfocar sus
respectivos haces 44, 45 en el punto/región focal 48. Los
transmisores 42, 43 pueden ser partes diferentes de un único
conjunto ordenado o ser físicamente diferentes, por ejemplo,
conjuntos ordenados diferentes, elementos individuales diferentes,
o bien un elemento individual y un conjunto ordenado. La Figura 8
ilustra una configuración similar a la de la Figura 7, pero con
ondas ultrasónicas incidentes 50 que también se utilizan para
producir ondas longitudinales en el objeto 28. Esta configuración
puede ser utilizada, por ejemplo, cuando se desea potencia añadida
a la potencia que pueden proporcionar los transmisores 42, 43. Las
ondas longitudinales pueden ser proporcionadas por el conjunto
ordenado 14, del cual pueden formar parte asimismo los transmisores
42, 43. La Figura 9 ilustra el uso de un transmisor lineal 52 (por
ejemplo, un único elemento o una matriz de elementos) desplazado
con respecto al objeto 46 y que transmite energía ultrasónica no
enfocada de una intensidad suficiente para una aplicación
terapéutica (por ejemplo, la apertura de la BBB, la liberación o
activación de productos químicos o genes u otros materiales, etc.).
Como se muestra, el transmisor se coloca mecánicamente con el fin
de proporcionar un haz 54 que es perpendicular al transmisor 52 y se
encuentra entre los ángulos críticos longitudinal y transversal con
respecto al objeto
46.
46.
En funcionamiento, haciendo referencia a la
Figura 26, con referencia adicional a las Figuras
2-9, un procedimiento 110 para proporcionar una
terapia a un objeto utilizando el sistema 10 incluye las etapas
mostradas. Con propósitos de ejemplificación, se supone que el
objeto es el cráneo 28 según se muestra en la Figura 2, si bien esto
es tan sólo a modo de ejemplo y no limita el ámbito de la presente
invención. El procedimiento 210 se proporciona únicamente a modo de
ejemplo y puede ser alterado, por ejemplo, al tener etapas añadidas,
suprimidas o reorganizadas. Las etapas 212 y 214 son similares a
las anteriormente explicadas.
En la etapa 216 se obtiene una imagen de la
región deseada del objeto 28. El dispositivo 12 y/o 13 formador de
imágenes es (son) utilizado(s) para obtener una imagen de la
región deseada y, preferiblemente, del volumen circundante, de tal
manera que puede evaluarse la precisión del foco de los ultrasonidos
aplicados.
En la etapa 218 se realizan las correcciones
apropiadas en la energía ultrasónica incidente para aplicaciones
terapéuticas. Si las imágenes producidas por el dispositivo 13
formador de imágenes (o por el dispositivo 12 formador de imágenes
en el caso de que el conjunto ordenado 14 sea adecuado tanto para la
obtención de imágenes como para proporcionar terapia) indican que
la energía ultrasónica aplicada ha de ser ajustada, el controlador
20 actúa entonces en consecuencia. Las imágenes pueden ser
analizadas, por ejemplo, para ver si una región deseada, y
únicamente la región deseada, está siendo calentada y determinar qué
carencias hay respecto a lo deseable, caso de existir alguna,
acerca de los ultrasonidos aplicados. Por ejemplo, la energía
ultrasónica puede haberse enfocado defectuosamente o en un punto
inapropiado, o demasiado estrechamente, o bien ser de una potencia
demasiado baja o demasiado alta. El controlador 20 puede hacer que
el haz sea modificado mediante el ajuste de la fase, de la
amplitud, del retardo y/o de la frecuencia de excitación, de acuerdo
con las imágenes analizadas, con el fin de ajustar/corregir la
energía aplicada para que se obtenga un enfoque y una cantidad de
energía deseados en el objeto 28, en la posición que se desea. El
controlador 20 puede hacer también que el dispositivo de colocación
23 altere la orientación y la relación de posiciones del conjunto
ordenado 14 con respecto al objeto 28 según se desee. Los ajustes
se realizan, preferiblemente, antes de la aplicación de toda la
potencia para la terapia (por ejemplo, la ablación térmica u otros
procedimientos no reversibles). Puede aplicarse, por ejemplo, menos
de la potencia total, llevarse a cabo una determinación preliminar a
partir de las imágenes formadas con respecto a si se han de
realizar ajustes y cuáles, efectuarse los ajustes y, a
continuación, aplicarse la potencia terapéutica total por parte del
conjunto ordenado 14. Pueden también llevarse a cabo ajustes
durante la aplicación de la potencia terapéutica total basándose en
el progreso de la terapia.
Se utilizó una réplica o reproducción simulada
de placa de plástico paralela para ensayar el algoritmo con el fin
de proporcionar un caso isótropo idealizado que pudiera ser
fácilmente verificado por experimentación. Los valores relevantes
para el plástico se relacionan en la Tabla 1. La fuente de
ultrasonidos era un transductor enfocado de 1,5 MHz con un diámetro
de 12 cm y un radio de curvatura igual a 16 cm. La función de fuente
para el algoritmo se adquirió proyectando un campo de presión
medido en laboratorio desde un plano cercano al foco geométrico, de
vuelta hacia la fuente. Este campo se midió sobre un área de 30
\times 30 con una resolución espacial de 0,5 mm. La función de
fuente se propagó a través las placas con el uso de un algoritmo que
se describe numéricamente en los Apéndices A y B. La distancia
desde la fuente al plano medido era 121 mm y la distancia desde la
superficie interna del plástico a la fuente era 61 mm.
Una metodología similar se utilizó para la
propagación a través de calaveras (cajas encefálicas o cerebrales)
humanas ex vivo. A continuación de las mediciones de
laboratorio, se utilizó agua como medio de interfaz con las
superficies interna y externa del cráneo. La fuente de ultrasonidos
para la medición a través del cráneo consistía en un transductor
enfocado a 0,74 MHz, con un diámetro de 8 cm y un radio de curvatura
igual a 15 cm.
El algoritmo numérico se implementó en Matlab®,
utilizando operaciones basadas en matrices para las capas. Las
operaciones se llevaron a cabo en un PC (computador personal) basado
en AMD a 1 GHz. Una proyección típica de una matriz compleja de 128
\times 128 a través de cinco capas llevaba aproximadamente 30 s
para su cálculo.
\vskip1.000000\baselineskip
Los datos para la simulación se obtuvieron de un
perfil de cabeza humana digitalizado obtenido utilizando imágenes
de CT (Siemens, SOMATOM, AH82 Bone Kernel). Tanto las coordenadas de
las superficies del cráneo como la variación de la densidad interna
se obtienen de estas imágenes. Se tomaron barridos a intervalos de 1
mm utilizando un campo de visión de 200 mm \times 200 mm. Se fijo
un marco o armazón estereotáxico en torno a cada muestra con el fin
de permitir que los cráneos fueran fijados al conjunto ordenado y
proporcionar una referencia para el sistema de colocación mecánica
y para las imágenes de CT. El cálculo se llevó a cabo únicamente en
el hueso que se extendía dentro del ancho del haz de la sección que
se estaba considerando. La información acerca de la forma y la
estructura de una calavera individual se obtuvo de combinar las
imágenes, que devolvían intensidades proporcionales a la densidad
del material.
Se identificaron en una imagen las coordenadas
de puntos a lo largo de las superficies interna y externa del
cráneo, utilizando un filtro de umbral que buscaba densidades más
interna y más externa mayores que 1,4 g/cm^{3} a lo largo de cada
línea de una imagen. Los puntos de las sucesivas imágenes se
combinaban para proporcionar una representación tridimensional de
las superficies interna y externa del cráneo. Las intensidades de
los píxeles o puntos de imagen de cada imagen fueron también
combinadas en una matriz tridimensional para su tratamiento
ulterior.
El algoritmo de regulación de la fase se basaba
en el conocimiento preciso de la orientación del cráneo en relación
con elementos de matriz individuales. Para lograr este cometido en
la práctica, el algoritmo de regulación de la fase trasladaba y
giraba los datos del cráneo del sistema de coordenadas de CT al
sistema de coordenadas del transductor, como también trasladaba y
giraba el cráneo del sistema de coordenadas correspondiente al
sistema de colocación mecánica al sistema de coordenadas del
transductor. El programa se hacía funcionar utilizado tres
marcadores situados en el armazón de policarbonato fijado al cráneo.
Estas posiciones podían ser identificadas mecánicamente con el
sistema de colocación con una precisión de aproximadamente 0,1 mm.
El algoritmo generaba una matriz de rotación que establecía una
relación de correspondencia entre los sistemas de coordenadas.
Se organizaron experimentos de propagación en un
tanque de agua con el fin de verificar el algoritmo numérico. Las
mediciones se llevaron a cabo en agua desgasificada y desionizada
dentro de un tanque revestido o acolchado con caucho con el fin de
inhibir las reflexiones. Se generaron señales de ultrasonidos por un
transductor específico para la medición concreta, que fueron
recibidas con un hidrófono de aguja de poli(difluoruro de
vinilideno) (PVDF -"polyvinylidene difluoride") (Precision
Acoustics, Dorchester, UK). Con el fin de garantizar una fuerte
recepción al tiempo que se mantenía la precisión, se utilizó un
hidrófono de 0,2 mm de diámetro para mediciones a 1,5 MHz y se
empleó un hidrófono de 0,5 mm de diámetro para las mediciones a 0,74
MHz. El hidrófono más pequeño a la mayor frecuencia se empleó para
contribuir a minimizar la directividad o capacidad de
direccionamiento del hidrófono y para ayudar a evitar el promediado
de la fase. Se colocó un cráneo (o placa de plástico) entre el
hidrófono y el transductor, en un ángulo controlado por un motor
rotativo de avance paso a paso (fabricado por la Velmex, de
Bloomfield, Nueva York). Un sistema de colocación lineal en 3D [3
dimensiones] (Velmex, Bloomfield, Modelo V P9000) permitía realizar
un barrido con el hidrófono sobre un área de medición centrada en
torno al eje de simetría del transductor. Las señales del
transductor se generaron por un generador de perfil o forma de onda
arbitraria (fabricado por la Wavetek, de Norwich, UK, Modelo 305),
y se suministraron a un amplificador de potencia (manufacturado por
la ENI, de Rochester, Nueva York, Modelo 2100L). La respuesta de
tensión del hidrófono se envió a través de una preamplificación de
Precision Acoustics y un amplificador (fabricado por la Preamble
Instruments, de Beaverton, Oregón, Modelo 1820), antes de ser
grabada por un osciloscopio digital (manufacturado por la Textronix,
de Wilsonville, Oregón, Modelo 380). La forma de onda de la tensión
fue descargada a un PC por un control de GPIB (bus de interfaz de
propósito general -"General Purpose Interface Bus"), y se
calcularon la amplitud y la fase en la posición de medición a
partir del FFT de la señal, tomando valores en la frecuencia de
excitación del transductor.
La placa de plástico de 11,8 mm se colocó en el
tanque de ensayo y la transmisión acústica fue medida en el eje de
simetría del transductor, a 121 mm de su cara. La presión acústica
se midió entre -70º y 70º, en incrementos de 1º. Se evaluó el grado
de coincidencia entre las formas de onda medida y simulada por la
comparación de las amplitudes y las fases en cada orientación
angular. La función de fuente para la simulación era una medición
de campo de presión de tomada con el transductor en agua, sin
presencia de ninguna placa.
Para las mediciones a través del cráneo se
llevaron a cabo dos procedimientos de montaje diferentes. El
primero, que se muestra en la Figura 11, fue diseñado para permitir
la medición a través de una posición aproximadamente constante en
el cráneo, para diferentes ángulos de incidencia. La segunda
configuración, que se muestra en la Figura 12, permitía la medición
a elevados ángulos de incidencia con una buena relación de
enfrentamiento entre el transductor y el cráneo, pero no facilitaba
el movimiento del cráneo. Las mediciones iniciales examinaban la
dependencia angular de la amplitud sobre el cráneo, al objeto de
determinar si estaban presentes picos de amplitud más allá del
ángulo crítico de Snell longitudinal. Se giró una sección del hueso
del cráneo entre 0º y 55º, de manera que el eje de rotación era
normal o perpendicular al eje del transductor y coincidente con una
línea que pasaba a través del hueso. El ángulo máximo de 55º era el
valor más alto obtenible con la disposición.
La correlación entre los campos medido y
predicho se muestra en la Figura 13. Como referencia, la
representación diagramática incluye también la amplitud del cálculo
numérico obtenido cuando se despreciaron las ondas transversales.
Las amplitudes y las fases de las tres curvas coinciden
estrechamente para ángulos incidentes por debajo de 31º, que es el
ángulo crítico longitudinal para el pico espectral de la señal. Sin
embargo, más allá de este ángulo, la simulación únicamente
longitudinal es incapaz de predecir el segundo máximo local de la
amplitud, el cual resulta de una onda puramente elástica contenida
en el interior de la muestra. La principal fuente de discrepancia
entre los datos medidos y la simulación puede ser un resultado de la
subestimación del coeficiente de absorción de las ondas
transversales en las simulaciones. Este efecto se hace más
pronunciado a ángulos elevados, para los que la longitud del
recorrido es la más grande. Se encuentra, sin embargo, una
correlación muy buena entre las fases simulada y medida de los
ultrasonidos para todos los ángulos, con la excepción de la región
de transición entre 20º y 30º, en la que la amplitud de la onda está
cerca de su mínimo. Prescindiendo de esta región, el 76% del resto
de los puntos calculados se desvía de las mediciones en \pi/6
radianes o menos.
Al hacer girar el cráneo, se observó un máximo
de transmisión de la presión local para 32º, el cual puede resultar
casi en su totalidad de la propagación transversal a través del
hueso, basada en un ángulo crítico longitudinal de aproximadamente
30º. Se encontró una evidencia adicional del origen de la onda como
onda transversal a ángulos incidentes mayores en los datos medidos
que se muestran en las Figuras 14A-B, los cuales
muestran la dependencia angular de la fase de la onda. Como se
muestra en la Figura 14B, por debajo de 26º, la fase se parece
estrechamente al comportamiento de una onda puramente longitudinal.
Entre 26º y 32º existe una deceleración en la pendiente, que indica
una región de contribución superpuesta de las ondas transversal y
longitudinal. Más allá de 32º, la pendiente es aproximadamente
lineal y negativa, puesto que la velocidad del sonido transversal es
menor que la velocidad del sonido en el agua.
Utilizando la misma configuración de montaje, se
llevaron a cabo mediciones de campo en un área de 30 mm \times 30
mm con una resolución de 1 mm, para diferentes ángulos de
incidencia. La Figura 15 muestra el campo inmediatamente después de
su paso a través del hueso del cráneo para ángulos de incidencia de
0º, 15º y 35º, de manera que muestra menos distorsión en la señal
propagada a través del cráneo en forma de onda transversal, que
cuando se propaga en un modo longitudinal tanto para 0º como para
15º.
Se llevó a cabo un segundo conjunto de
mediciones con cráneos colocados en sistemas de referencia para su
correlación espacial con imágenes de CT. Si bien se utilizó para el
estudio únicamente un valor estimado de la velocidad de la onda
transversal, un enfrentamiento espacial y datos de precisión para
los modos longitudinales permitieron la identificación del ángulo
crítico longitudinal. Se alinearon los cráneos para garantizar que
la señal transmitida procedía de la propagación transversal en el
hueso. La Figura 16 muestra un ejemplo en el que la superficie
exterior del cráneo está orientada a 32º con respecto al eje de
simetría, según se determina por el algoritmo de simulación. Si
bien existe discrepancia entre la simulación y la medición, la
simulación es capaz de identificar la presencia de la onda
transversal enfocada.
Se llevó a cabo una demostración con un cráneo
colocado en un sistema de referencia, a fin de permitir la
correlación espacial con las imágenes de CT. El enfrentamiento
espacial alineado y datos de precisión para los modos
longitudinales permitieron que se identificase el ángulo crítico
longitudinal. Sólo se disponía para el estudio, sin embargo, de un
valor estimado de la velocidad de las ondas transversales. Los
cráneos se alinearon con el fin de garantizar que la señal
transmitida procedía de la propagación transversal en el hueso. La
Figura 7 muestra una medición en línea del campo, con la superficie
externa del cráneo orientada a 32º con respecto al eje de simetría.
Si bien hay discrepancia entre la simulación y la medición, la
simulación era, no obstante, capaz de identificar la presencia de
la onda transversal enfocada, con una forma del haz que se parece a
la de la medición.
Para la obtención de imágenes a través del
cráneo, la señal reflejada se propaga una segunda vez de vuelta a
través del cráneo, retornando con una señal mensurable,
preferiblemente con una distorsión pequeña. Las señales se
analizaron desde una sonda formadora de imágenes Panametrics a 1 MHz
y un amplificador de los impulsos recibidos. Una tuerca de nilón (c
= 2,6 \times 10^{6} mm/s, Z = 2,9 MRayl
[mega-rayleigh]). La tuerca se dispuso suspendida
por encima del suelo de un tanque de agua por una delgada aguja de
acero. Se captaron imágenes de línea A para una dirección de
propagación primeramente perpendicular al cráneo, y luego a
aproximadamente 33º.
Con el fin de contribuir a superar las pérdidas,
especialmente para una fuerte atenuación de la señal por encima de
1 MHz, se utilizó un nuevo esquema de excitación que enviaba una
serie de trenes de impulsos extendidos a través del cráneo. Los
trenes de impulsos se repetían en todo un intervalo de frecuencias y
las señales eran combinadas numéricamente. En el experimento
proporcionado a modo de ejemplo, se enviaron 10 ciclos a través del
cráneo para frecuencias que iban de 0,5 MHz a 2 MHz, a intervalos de
0,01 MHz. Esta serie de mediciones se muestra en la Figura 17A. Las
señales fueron entonces normalizadas dividiéndolas por su valor de
pico para proporcionarles una ponderación uniforme, a fin de
acentuar las señales de frecuencia más débil, según se muestra en
la Figura 17B. A continuación de su captación, todas las señales
temporales se sumaron, y se utilizó un filtro dispuesto en
coincidencia para recuperar las interfaces estructurales. La señal
resultante se muestra en la Figura 18A. Esta Figura evidencia una
mejora significativa en la localización y en la amplitud de la
señal, en comparación con un único tren de impulsos. El hecho de
disponer de un espectro normalizado a través del dominio de
frecuencias deberá permitir una mejor localización de las interfaces
tras la aplicación de la filtración dispuesta en coincidencia. Por
otra parte, las oscilaciones excitadas de manera forzada en el
transductor incrementarán probablemente la anchura de banda del
transductor en los extremos alto y bajo de su respuesta. También,
la señal numérica combinada tendrá una potencia neta que supera con
mucho las potencias que pueden conseguirse de forma segura con un
único tren de impulsos. Así, es probable una mejora significativa en
la relación entre señal y ruido.
Las imágenes de línea A fueron seguidas por
experimentos de formación de imágenes por barrido C, utilizando un
conjunto ordenado de transductores de banda ancha enfocados, con una
frecuencia central de 0,91 MHz. Para construir la imagen, el
transductor a 1 MHz fue fijado a un dispositivo de colocación por
motor de avance paso a paso. El diámetro del transductor era de
12,7 mm, lo que representaba el límite de resolución del presente
experimento. Se obtuvo un barrido de la tuerca de nilón sobre un
área de 20 mm \times 20 mm, primeramente en agua y a continuación
a través de un fragmento de cráneo, para una incidencia
aproximadamente normal o perpendicular, y, finalmente, con un
ángulo de aproximadamente 33 grados. La combinación de información
axial (temporal) y radial por medio de la orientación o guiado del
haz, permitió construir y evaluar imágenes tridimensionales. Los
fragmentos o cortes de imagen del objeto se muestran en la Figura 19
a lo largo de líneas de tiempo constante. La resolución espacial de
la imagen estaba limitada por el diámetro del presente transductor
formador de imágenes, el cual detectaba datos dispersados hacia
atrás directamente por encima del elemento.
Se esperaba que una anchura de haz más pequeña
proporcionase una mejora considerable en la agudeza o nitidez de la
imagen. La distorsión entre el barrido en agua y el barrido
transcraneal está causada, al menos en parte, por el método
empleado por el procedimiento de captación de imágenes. La acción de
desplazar el transductor sobre la superficie del cráneo introducía
una distorsión adicional debido a la variación espacial del espesor
del cráneo y a las propiedades acústicas. La corrección de la
aberración puede ser innecesaria en los casos en que se dirige a
través del cráneo un haz de ultrasonidos estrecho. Si se utiliza,
sin embargo, un conjunto ordenado de un área más grande, es posible
emplear algoritmos de corrección de la aberración no invasores.
Puede también emplearse una corrección no
invasora de la aberración de fase para restablecer el foco a través
del hueso del cráneo. En ese caso, la distorsión de fase puede
predecirse utilizado información cuidadosamente registrada de los
barridos de CT en cráneos ex vivo o extraídos de un ser vivo.
Sin embargo, es también posible con los dispositivos físicos o
hardware de formación de imágenes, que la distorsión de fase total
pueda ser predicha a partir de reflexiones de firma desde la base
del cráneo. El punto de reflexión serviría como transmisor virtual
dentro del cerebro y podría utilizarse para el enfoque en cualquier
punto del cerebro. El éxito con este método podría mejorar el
enfoque y suprimir potencialmente la necesidad de barridos de CT de
la cabeza. En la práctica, puede utilizarse un conjunto ordenado de
transductores con una frecuencia central comprendida entre
aproximadamente 0,5 MHz y aproximadamente 2 MHz, y con al menos 100
elementos, para ayudar a garantizar la capacidad de guiado de un haz
grande.
Las mejoras en la señal pueden ser cuantificadas
en términos de SNR [relación entre señal y ruido
-"signal-to-noise ratio"], así
como en forma de mediciones de la reducción de la distorsión del
objeto y de la precisión de las posiciones del objeto. La
implementación del aparato (por ejemplo, la mostrada en la Figura 2)
utiliza preferiblemente un multiplexador de conmutación rápida para
permitir la grabación de las formas de ondas desde múltiples
canales a través del conjunto ordenado. En la Figura 20 se presenta
una comparación de las imágenes con una incidencia de 0 grados y de
33 grados, que muestra una reducción del ruido de la imagen para 33
grados.
La aplicación del método a través del cráneo
puede utilizarse en aplicaciones no sólo para el cerebro, sino
también para cavidades de seno situadas dentro del cráneo, que se
llenan de fluido cuando se infectan. Haciendo referencia a la
Figura 21, para demostrar la aplicabilidad, se desarrolló una
réplica o reproducción simulada 130 de plástico 130 que
proporcionaba una cavidad 134 que podía llenarse con fluido (agua) y
drenarse. Se hizo batir de forma pulsante un transductor
Panametrics 132 de frecuencia central de 1 MHz, al objeto de enviar
una señal a través de la réplica 130 en una de cuatro situaciones:
(1) un ángulo elevado de incidencia de los ultrasonidos (>45º),
para inducir la propagación de ondas transversales a través de la
réplica 130, estando la cavidad 134 llena de aire; (2) un ángulo
elevado de incidencia de los ultrasonidos, estando la cavidad 134
llena de agua; (3) un ángulo pequeño de incidencia de los
ultrasonidos (<5º), lo que da prácticamente toda la propagación
de las ondas longitudinal a través de la reproducción simulada 130,
con la cavidad 134 llena de aire; y (4) un ángulo de incidencia
pequeño, con la cavidad 134 llena de agua.
Un ejemplo de las ventajas de la obtención de
imágenes de la cavidad utilizando ondas transversales se presenta
en los resultados de los experimentos, que se muestran en las
Figuras 22A-B. La Figura 22A muestra una diferencia
drástica en el histórico temporal de la señal de ángulo elevado
cuando la cavidad está llena de aire y cuando está llena de fluido.
En contraposición, los resultados longitudinales que se muestran en
la Figura 22B son complicados tanto en el caso de llenado con aire
como en el de llenado con fluido, por la información de señal
adicional que llega de reflexiones en el interior del propio hueso,
lo que hace difícil el diagnóstico preciso de la situación de
formación de imágenes. Estos resultados sugieren que, en la
práctica, el modo transversal puede tener una aplicación clínica
como método para determinar la presencia de fluido en senos.
Las simulaciones preliminares y las mediciones
experimentales indicaban que es posible transmitir un haz de
ultrasonidos coherente y enfocado a través del cráneo, como una onda
puramente transversal. A una frecuencia de excitación de cerca de
0,7 MHz, se encontró que el pico de amplitud a través del cráneo
debido a la propagación transversal por el hueso era del orden del
de la propagación longitudinal y, en ocasiones, más alto. Por otra
parte, el hecho de que la onda transversal experimentó un
desplazamiento de fase total reducido confirma la viabilidad de
simplificar y extender los métodos de enfoque no invasores a través
del cráneo a una región más grande del cerebro. Si bien la amplitud
transversal era más pequeña que en los modos longitudinales, había
evidencias de que el haz total podía sufrir menos distorsión cuando
se propagaba a través de una región localizada del hueso. Por otra
parte, el modo transversal experimentaba menos distorsión de fase,
presumiblemente debido a la similitud entre la velocidad de la onda
transversal y a velocidad del sonido en el agua. Similitudes
comparables se encontrarían en los tejidos blandos. Es posible
obtener una correlación más precisa entre los datos de simulación y
los medidos, utilizando una medición más precisa de la velocidad de
la onda transversal en los huesos del cráneo.
Existen varias implicaciones directas posibles
del uso intencionado de ondas transversales en aplicaciones a
través del cráneo (si bien la invención no está limitada a esta
aplicación). En primer lugar, la propagación de ondas transversales
puede ser añadida a los algoritmos de regulación de fase no
invasores a través del cerebro ya existentes, para un enfoque
mejorado a ángulos de incidencia grandes. En segundo lugar, la
propagación de ondas transversales puede tener aplicación en la
formación de imágenes a través del cerebro, en la que se dirigirá
un haz de ultrasonidos estrecho a través del cráneo con ángulos de
incidencia intencionadamente grandes. En tercer lugar, la
propagación de ondas transversales puede ser utilizada,
potencialmente, para detectar el flujo en el cerebro por medio de
desplazamientos o corrimientos Doppler de frecuencia. Todas estas
técnicas pueden llevarse a cabo en el intervalo de frecuencias por
debajo de los megahercios que se ha expuesto.
Hay otras realizaciones que se encuentran dentro
del ámbito de las reivindicaciones anexas. Por ejemplo, debido a la
naturaleza del software, las funciones anteriormente descritas
pueden ser implementadas utilizando software, hardware,
firmware o programas instalados de forma permanente en
hardware, o combinaciones de cualquiera de éstos. Las
características que implementan funciones pueden también ubicarse
físicamente en diversas ubicaciones, incluyendo su distribución de
tal manera que ciertas porciones o partes de las funciones estén
implementadas en diferentes ubicaciones físicas. Por otra parte, si
se utilizan distintos impulsos que tienen frecuencias y amplitudes
diferentes, no es necesario que cada uno de los impulsos tenga tan
sólo una frecuencia y una amplitud; uno o más de los impulsos
pueden tener más de una frecuencia y/o amplitud. No es necesario,
tampoco, que la energía ultrasónica incidente sea dirigida a un
sujeto situado por encima del ángulo crítico longitudinal con el
fin de inducir ondas transversales. El ángulo de incidencia puede
ser inferior al ángulo de Snell, por ejemplo, perpendicular a la
superficie del sujeto y/o al hueso del sujeto. Se prefiere, sin
embargo, dirigir la energía de tal modo que incida con un ángulo
comprendido entre los ángulos críticos longitudinal y transversal,
ya que esto puede contribuir a producir una cantidad deseada de
energía de ondas transversales.
\vskip1.000000\baselineskip
Apéndice
A
Las amplitudes de presión se calcularon
resolviendo los potenciales de velocidad que se han descrito en las
Ecuaciones (1), (2), (3) y (8). Tras una resolución algebraica,
lineal y simultánea de las ecuaciones, puede demostrase que las
amplitudes de las ondas transversal y longitudinal dentro del hueso
vienen dadas por:
y
donde
y se entiende que los ángulos
transmitidos son funciones de \theta, relacionadas por la ley de
Snell:
Las amplitudes de las ondas transmitidas al
interior del cerebro partiendo de las ondas incidentes longitudinal
y transversal son iguales a:
y
\vskip1.000000\baselineskip
Apéndice
B
Con independencia de si las capas son o no
paralelas, la función de transferencia puede seguir escribiéndose
de una forma cerrada. Para el espesor a través del eje z, z_{n},
la velocidad del sonido c_{n} y la densidad de cada capa (n = I,
II, III), se calculan los vectores unitarios normales a las
superficies de capa, \hat{n}_{n}. Para un vector de onda inicial
dado \vec{k}_{0xy}, el camino o recorrido de los rayos desde (0,
0, z_{0}), entre dos interfaces superficiales cualesquiera,
atraviesa una distancia de:
donde, tal y como se ha descrito en
la Figura 2, \vec{r}_{nxy} es el vector que se extiende a lo largo
de la capa desde el eje z hasta la intercepción de la capa con el
rayo. El vector unitario a lo largo del camino del vector de onda
viene dado por \hat{k}_{nxy}. Se comprende, de nuevo, la
dependencia de la frecuencia con la orientación del vector de onda.
Se sigue que el vector de posición del rayo ha de ser igual
\vec{R}_{nxy} = |\vec{R}_{nxy}|\vec{k}_{nxy}. Si bien la
orientación del vector de onda inicial, \vec{k}_{0xy}, es
conocida, la dirección del vector de onda en las primera y
subsiguientes capas se ha de calcular utilizando la
relación:
que es una consecuencia de la ley
de Snell en el espacio tridimensional que requiere el vector de onda
incidente, estando tanto el vector de onda transmitido como el
vector normal en el mismo plano. El vector de onda transmitido del
lado o miembro de la derecha de la Ecuación (18) puede obtenerse
multiplicando vectorialmente ambos miembros de la Ecuación por
\hat{n}_{n+1}. Utilizando relaciones de producto vectorial, puede
demostrarse
que
El vector de onda unitario incidente de la capa
n-ésima es igual a la onda transmitida de la capa
(n-1)-ésima. Con la excepción de la capa 0-ésima
que se muestra en la Figura 2, se encuentra \hat{r}_{nxy} con
el fin de calcular la Ecuación (17). Dado el espesor a través del
eje z de cada capa, el punto de intersección del rayo \vec{R}_{n}
con la superficie de la capa n+1 es:
A través de una serie de N capas, la fase de un
rayo que llega al N-ésimo plano \phi_{R}(\vec{k}_{Nxy},
\omega)es la suma de las contribuciones de las fases a lo
largo de cada longitud de camino o recorrido dada por la Ecuación
(17). La fase espacial en el plano z está relacionada con la
fase del rayo en N por:
\phi_{N}(\vec{k}_{Nxy}. \omega) =
\phi_{R}(\vec{k}_{Nxy}, \omega) -
2\pik_{N}r_{N}sen\gamma_{Nxy}, según se ilustra en la Figura
2. Un rayo que abandona el plano inicial con un ángulo polar
\gamma_{0xy}(\omega) llegará al plano z con una nueva
orientación \gamma_{Nxy}(\omega) determinada por el
vector unitario N-1,
\vec{k}_{N-1}.
dada \phi(\vec{k}_{0xy}, \omega,
z_{0}), la fase de \vec{p}(k_{x}, k_{y}, \omega, z_{0}) en el
plano
inicial.
La presión sobre el plano situado en z puede
expresarse en términos de la fase del rayo presentada en la Ecuación
(21) y del coeficiente de transmisión dado por:
donde los términos entre corchetes
del miembro de la derecha de la Ecuación (22) pueden ser
considerados como un operador que establece una relación de
correspondencia del campo desde el espacio k_{0} hasta un nuevo
espacio k_{n}. En el presente problema, las amplitudes, T, vienen
dadas por las Ecuaciones (15) y (16) y por los ángulos componentes,
\gamma_{Nxy}. En la práctica, este establecimiento de una relación
de correspondencia requiere interpolación para producir una matriz
separada linealmente en
z.
Claims (27)
1. Un sistema (10) para diagnosticar un sujeto
mediante el suministro de señales ultrasónicas a una región de
objetivo (36) del sujeto (28) utilizando ondas transversales, de tal
modo que dicho sistema comprende:
un transductor (14), configurado para transmitir
energía ultrasónica;
medios de direccionamiento (23,
26_{1-n}), conectados al transductor (14) y
destinados a hacer que una porción de un haz principal de
ultrasonidos procedente de la fuente incida en forma de primeras
ondas longitudinales de la energía ultrasónica transmitida sobre
una superficie de hueso del sujeto (28), de tal manera que las
primeras ondas longitudinales se convierten en primeras ondas
transversales en el hueso y son convertidas de nuevo en segundas
ondas longitudinales en el interior del sujeto, inducidas por una
transición dentro del sujeto, de tal modo que la energía de las
segundas ondas longitudinales constituye una parte sustancial de la
energía de las ondas ultrasónicas en la región de objetivo (36);
medios de análisis, conectados al transductor
con el fin de analizar la energía de la porción del haz principal
que se devuelve en forma de segundas ondas longitudinales desde
dicha región de objetivo, con propósitos de diagnós-
tico;
tico;
en el cual los medios de direccionamiento están
configurados para hacer que la porción del haz principal incida en
la superficie del hueso en un primer ángulo comprendido entre el
ángulo crítico longitudinal asociado con el hueso y el ángulo
crítico transversal asociado con el hueso;
en el que dichos medios de direccionamiento
comprenden adicionalmente al menos uno de entre (i) un dispositivo
de colocación (23), configurado para dirigir mecánicamente una
dirección normal o perpendicular asociada con la fuente hacia la
superficie del hueso (28) en el primer ángulo, (ii) un dispositivo
(26_{1-n}) ajustador de fase/retardo, de tal
manera que el transductor (14) comprende una pluralidad de elementos
radiantes (16), estando el dispositivo ajustador de fase/retardo
configurado para regular al menos una de las fases y retardos de la
pluralidad de elementos radiantes, al objeto de orientar o guiar
electrónicamente al menos el primer haz principal, y (iii) un
regulador de accionamiento (26), de tal modo que el transductor (14)
comprende una pluralidad de elementos radiantes (16), estando el
regulador de accionamiento configurado para accionar los elementos
(16) en diferentes instantes con el fin de dirigir el haz principal
según se desee; y
en el cual el transductor (14) comprende una
pluralidad de elementos radiantes (16), configurados para irradiar
energía ultrasónica, de tal modo que el sistema comprende un
controlador (20), configurado para hacer que al menos una porción
del transductor (16) emita energía ultrasónica, con el fin de
procesar o tratar indicios de energía devuelta debido a la energía
emitida, al objeto de determinar una orientación de al menos una
porción de la superficie con respecto al transductor (14), y de
accionar tan sólo los elementos (16) de la fuente que tengan sus
haces principales al menos parcialmente dirigidos a la porción de la
superficie comprendida entre dicho ángulo crítico longitudinal y
dicho ángulo critico de onda transversal.
2. El sistema de acuerdo con la reivindicación
1, en el cual dicha región de objetivo subyacente comprende tejido
blando, una cavidad de seno, una cavidad de oído interno, o una
cavidad o absceso en un diente o en un hueso maxilar.
3. El sistema de acuerdo con la reivindicación
1, en el cual el dispositivo de colocación (23) está configurado
para al menos una acción de entre (a) acoplar el sujeto (30) y el
transductor (14) de una manera fija, de tal modo que la normal o
perpendicular sea dirigida hacia la superficie en el primer ángulo,
y (b) ajustar mecánicamente el transductor (14) de tal modo que la
normal sea dirigida hacia la superficie en el primer ángulo.
4. El sistema de acuerdo con la reivindicación
1, en el cual dicho controlador (20) está configurado para procesar
o tratar los indicios de energía devuelta con el fin de formar una
imagen de al menos una porción de la superficie.
5. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1
ó la reivindicación 2, que comprende un controlador (20), conectado
al transductor (14) y configurado para accionar el transductor con
el fin de producir un haz principal para la transmisión de energía
a dicha región de objetivo, de tal modo que la superficie de hueso
del sujeto es una superficie externa del cráneo del sujeto.
6. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1
ó la reivindicación 2, que comprende un controlador (20), conectado
al transductor y configurado para accionar el transductor (14) con
del fin de producir un haz principal en una pluralidad de impulsos
con diferentes frecuencias y amplitudes.
7. El sistema de acuerdo con la reivindicación
6, en el cual las diferentes frecuencias están comprendidas en un
intervalo de frecuencias de entre aproximadamente 0,5 MHz y
aproximadamente 5 MHz.
8. El sistema de acuerdo con la reivindicación
7, en el cual las diferentes frecuencias están comprendidas en un
intervalo de frecuencias de entre aproximadamente 1 MHz y
aproximadamente 3 MHz.
9. El sistema de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 6 a 8, en el cual los impulsos tienen duraciones
comprendidas en un intervalo de entre aproximadamente 1 ciclo y
aproximadamente 100 ciclos.
10. El sistema de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 6 a 9, en el cual las diferentes amplitudes
compensan las diferentes magnitudes de atenuación asociadas con las
distintas frecuencias.
11. El aparato de acuerdo con la reivindicación
1 ó la reivindicación 2, que comprende un controlador (20),
conectado al transductor (14) y configurado para accionar el
transductor a fin de producir el haz principal dentro de un tren de
impulsos de múltiples ciclos, de tal modo que al menos dos de los
ciclos tienen al menos una posibilidad de entre diferentes
frecuencias, diferentes fases y diferentes amplitudes.
12. El aparato de acuerdo con la reivindicación
1 ó la reivindicación 2, en el cual los medios analizadores (12,
20) están configurados para proporcionar una indicación sobre si la
región de objetivo está al menos parcialmente llena de fluido.
13. El sistema de acuerdo con la reivindicación
6 ó la reivindicación 11, que comprende un dispositivo de
colocación (20, 23), conectado al dispositivo transductor y
configurado para garantizar que una porción de un primer haz
procedente de al menos una parte del dispositivo transductor es
dirigida a una porción de una superficie del hueso en un ángulo de
incidencia comprendido entre la incidencia normal o perpendicular y
un ángulo crítico transversal asociado con el sujeto, de tal manera
que la energía ultrasónica contenida en el primer haz principal
inducirá ondas transversales en el sujeto, y la energía procedente
del primer haz principal alcanzará la región de objetivo, de tal
modo que la energía contenida en las ondas transversales constituye
una parte sustancial de las ondas ultrasónicas en las región de
objetivo.
14. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual el transductor (14) comprende una pluralidad de
elementos (16), configurados para transmitir energía ultrasónica, y
en el que dicho controlador (20) está configurado para inhibir la
actuación de al menos una de entre (1) una parte del transductor
(14) que está configurada para producir un segundo haz principal
que incidirá en la porción de la superficie del sujeto en un
segundo ángulo que es menor que dicho ángulo crítico de onda
longitudinal, y (2) una parte del transductor configurada para
producir un tercer haz principal que incidirá en la porción de la
superficie del sujeto en un tercer ángulo que es mayor que dicho
ángulo crítico de onda transversal.
15. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual las diferentes frecuencias están comprendidas en un
intervalo de frecuencias desde aproximadamente 0,1 MHz hasta
aproximadamente 5 MHz.
16. El sistema de acuerdo con la reivindicación
15, en el cual las diferentes frecuencias están comprendidas en un
intervalo de frecuencias entre aproximadamente 0,31 MHz y
aproximadamente 3 MHz.
17. El sistema de acuerdo con la reivindicación
15, en el cual los impulsos tienen duraciones comprendidas en un
intervalo entre aproximadamente 1 ciclo y aproximadamente 100
ciclos.
18. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual el dispositivo de colocación (20, 23) está
configurado para ser acoplado al sujeto de manera que oriente
mecánicamente la fuente (14) con respecto al sujeto (20) o al hueso
(28).
19. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el que el transductor (14) comprende una pluralidad de
elementos (16) configurados para transmitir energía ultrasónica, y
en el cual el dispositivo de colocación (20, 23) está configurado
para afectar a las fases de los elementos (16) con el fin de guiar
electrónicamente el primer haz principal.
20. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el que el transductor (14) comprende una pluralidad de
elementos (16) configurados para transmitir energía ultrasónica, y
en el cual el controlador (20) está configurado para afectar a la
regulación de secuencia temporal de las actuaciones de los elementos
para guiar electrónicamente el primer haz principal.
21. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual el controlador (20) está configurado para
proporcionar una indicación acerca de si la región de objetivo está
al menos parcialmente llena de fluido, basándose en la información
de diagnóstico determinada por el controlador (20) a partir de la
energía devuelta.
22. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el que el controlador (20) está configurado para hacer que
un segundo haz principal sea dirigido a la región de objetivo con el
fin de simular el movimiento en la región de objetivo, y en el cual
el controlador (20) está configurado para proporcionar una
indicación del movimiento en la región de objetivo basándose en la
información de diagnóstico determinada por el controlador a partir
de la energía devuelta.
23. El sistema de acuerdo con la reivindicación
22, en el cual dichos haces principales tienen diferentes
frecuencias respectivas.
24. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual el controlador (20) está configurado para hacer que
los segundo y tercer haces principales sean dirigidos a la región de
objetivo con el fin de simular el movimiento en la región de
objetivo, y en el que el controlador (20) está configurado para
proporcionar una indicación del movimiento en la región de objetivo
basándose en la información de diagnóstico determinada por el
controlador a partir de la energía devuelta.
25. El sistema de acuerdo con la reivindicación
13, en el cual el controlador (20) está configurado para producir
una imagen de al menos una porción de la región de objetivo a partir
de la energía devuelta.
26. El sistema de acuerdo con la reivindicación
25, en el cual la región de objetivo es una región lineal del
sujeto (30) y el controlador (20) está configurado para producir una
imagen lineal a partir de la energía devuelta.
27. El sistema de acuerdo con la reivindicación
1, en el cual los medios analizadores están configurados para
procesar o tratar la energía reflejada que es recibida por el
transductor (14) en forma de terceras ondas longitudinales
convertidas a partir de segundas ondas transversales emitidas desde
la primera superficie de hueso, que son convertidas a partir de la
energía procedente de las segundas ondas longitudinales que es
reflejada desde la región de objetivo.
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