ES2316367T3 - Aparato para terapia lipolitica. - Google Patents
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Abstract
una matriz (10) de elementos de transductor de ultrasonidos (12) para generar un haz de energía de ultrasonidos; y sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) operable para excitar simultáneamente dichos elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes retardos de fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas (36); caracterizado porque dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar: i) para excitar diferentes elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes amplitudes y fases; ii) aplicar simultáneamente un primer conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas focales (36); y además iii) aplicar simultáneamente un segundo conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de zonas focales (38).
Description
Aparato para terapia lipolítica.
Este invento se refiere a un aparato para
practicar la ablación de grasa humana mediante la destrucción por
ultrasonidos de células según un patrón seleccionable
particularmente adecuado para la terapia lipolítica.
La retirada permanente de grasa del cuerpo
humano es un objetivo sumamente deseable pero muy difícil de
conseguir. Las dietas o el aprendizaje de buenos hábitos de comida
son efectivos hasta un cierto punto, pero no son soluciones a largo
plazo para la mayoría de las personas; tampoco son estas soluciones
efectivas en situaciones en las que haya depósitos grasos no
deseables localizados en el cuerpo.
Típicamente, las células grasas son producidas
por el cuerpo humano solamente hasta la pubertad. Después, las
células grasas entonces existentes se expanden y se contraen con la
acumulación y la liberación de grasas, pero no cambian en número. Si
se destruyen células grasas después de la pubertad, las células
grasas que queden tratarán de compensar en cierta medida, pero
aproximadamente el 70% de la grasas de las células destruidas jamás
serán recuperadas por el cuerpo.
Un método convencional para destruir las células
grasas es el de la terapia lipolítica, o liposucción, en la cual la
totalidad o parte de la capa de células grasas subcutánea en las
áreas objetivo del cuerpo, se retiran por vía quirúrgica. Éste es un
procedimiento sumamente invasivo y potencialmente desfigurador, con
una recuperación larga e incómoda debido a la separación resultante
de la piel del cuerpo. Por esta razón, la liposucción no es práctica
para la terapia de control del peso, sino únicamente para
remodelación del cuerpo en áreas limitadas.
Con objeto de conseguir que la terapia por
destrucción de células grasas sea práctica para el control del peso,
es necesario destruir las células grasas de tal modo que quede una
red de tejido subcutáneo suficiente para soportar la piel mientras
las células grasas destruidas son absorbidas y los tejidos
subcutáneos cicatrizan. En otras palabras, las células grasas deben
ser destruidas en áreas pequeñas, aisladas, no conectadas, en
cualquier tratamiento dado. Al mismo tiempo, es necesario destruir
las células grasas en número suficiente y con la necesaria rapidez
para hacer que tal terapia sea práctica. Con ninguna técnica
anterior se ha podido conseguir esto.
Además, se han hecho intentos en la técnica
anterior de destruir selectivamente el tejido por hipertermia, es
decir, por calentamiento por ultrasonidos. En la técnica anterior,
sin embargo, tales procedimientos han elevado la temperatura en la
zona de destrucción hasta 40ºC. A esa temperatura se precisan
minutos o incluso horas de exposición para destruir el tejido.
En el documento
EP-A-0367117 se describen un
conductor de ultrasonidos y un método para operar el transductor de
modo que éste genere un haz de energía de ultrasonidos que se enfoca
en una pluralidad de zonas focales individualizadas. El transductor
de ultrasonidos está formado por grupos separados de elementos de
transductor, estando los elementos de cada grupo adaptados
específicamente para enfocar un haz dentro de una zona focal
respectiva. El enfoque en las diferentes zonas se consigue aplicando
para ello señales de excitación, que tienen diferentes retardos de
temporización, a los elementos del transductor en los diferentes
grupos.
El presente invento proporciona un transductor
de ultrasonidos que comprende: una matriz de elementos de
transductor de ultrasonidos para generar un haz de energía de
ultrasonidos; y sistema de circuitos de excitación operable para
excitar simultáneamente a dichos elementos de transductor de dicha
matriz con señales de excitación que tienen diferentes retardos de
fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de
ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas;
caracterizado porque dicho sistema de circuitos de excitación puede
funcionar: i) para excitar los diferentes elementos de transductor
de dicha matriz con señales de excitación que tienen diferentes
amplitudes y fases; ii) para aplicar simultáneamente un primer
conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor con
objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas
focales; y además, iii) para aplicar simultáneamente un segundo
conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor
para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de
zonas focales.
La Fig. 1 es un diagrama esquemático que ilustra
el enfoque de una matriz de transductores puestos en fase;
La Fig. 2 es un diagrama esquemático que ilustra
el enfoque de la matriz de la Fig. 1 en una pluralidad de puntos
focales;
La Fig. 3 es un diagrama bloque del sistema de
puesta en fase del invento;
La Fig. 4 es un organigrama que ilustra la
operación del microprocesador de la Fig. 3;
La Fig. 5a es una vista en alzado lateral de una
matriz enfocada en línea;
La Fig. 5b es un corte dado a lo largo de la
línea 5b-5b de la Fig. 5a;
La Fig. 6 es una vista frontal de una matriz
enfocable tridimensionalmente; y
Las Figs. 7-9 representan varios
patrones que pueden conseguirse con el invento.
\vskip1.000000\baselineskip
En la técnica anterior se han usado
satisfactoriamente los ultrasonidos enfocados de alta intensidad
(HIFU) para destruir tejido, en particular en la cirugía de la
próstata. El haz de HIFU concentra en su zona focal suficiente
energía calorífica como para destruir las células que estén en esa
zona, pero no daña significativamente las células que estén fuera de
su zona focal. Es por lo tanto posible, con los HIFU destruir un
grupo de células muy bien localizado desde un lugar próximo,
accesible desde el exterior, sin cortar no dañar el tejido que rodea
al grupo de células (es decir, destruyendo el tejido de la próstata
a lo largo de la uretra desde el recto).
La aplicación de la tecnología de HIFU para la
destrucción selectiva y sustancialmente instantánea (es decir, la
ablación) de las células grasas subcutáneas desde el exterior del
cuerpo, plantea sin embargo problemas significativos. Un problema
fundamental es el hecho de que cuando se aplica una matriz de
transductores a la piel para la transmisión transcutánea de energía
de ultrasonidos, la capa de grasa del cuerpo tiene una dimensión que
es mucho menor en la dirección axial del haz de ultrasonidos que en
las direcciones transversales al mismo. La zona focal del haz, sin
embargo, es relativamente larga en la dirección axial, y estrecha en
las direcciones transversales.
La dimensión axial de la zona focal puede
acortarse, si es más larga que la profundidad de la capa de células
grasas, aumentando para ello la frecuencia de la señal de
ultrasonidos. Sin embargo, puesto que la relación entre la longitud
y la anchura de la zona focal permanece constante, el volumen de la
zona focal se hace muy pequeño, y la destrucción de algunos kilos de
tejido graso pudiera llevar muchas horas.
Se podría considerar aumentar la potencia y ya
fuese explorar físicamente con el transductor más rápidamente, o
bien usar una matriz y explorar electrónicamente con el haz más
rápidamente. Ninguna de estas dos soluciones es satisfactoria,
debido a que para una cierta intensidad del hz, se produce
cavitación, y los grados de aumento de la intensidad no producen un
aumento proporcional del régimen de calentamiento. Además, las
burbujas producidas por la cavitación hacen que el haz se comporte
de un modo impredecible.
El presente invento hace que resulte práctica la
destrucción de células grasas por ultrasonidos, incluso en pacientes
con una capa de células grasas relativamente delgada, usando para
ello una matriz para crear múltiples zonas focales al mismo tiempo.
La potencia del transductor se usa para llevar a cada zona a un
nivel de ablación (es decir, de aproximadamente 80ºC) inmediatamente
por debajo de, o justo para, la cavitación, en vez de poner a una
zona que sobrepase la temperatura de cavitación. Estas zonas pueden
estar dispuestas lateralmente, o bien estar dispuestas sobre una
matriz arbitraria. Con esta solución se evita el problema de la
cavitación, y tiene además otras ventajas:
- 1)
- La dimensión axial puede mantenerse pequeña o ser ajustada como sea necesario, controlando para ello electrónicamente las dimensiones de las zonas focales.
- 2)
- El régimen de destrucción de células puede ser alto, debido a que la suma de los volúmenes de las múltiples zonas es alta.
- 3)
- La matriz de zonas focales puede ser ajustada para diferentes formas y convergencias durante el tratamiento, para acomodarla a los diferentes individuos.
- 4)
- Las zonas focales pueden ser ajustadas para permitir que entre el tejido destruido permanezca una matriz similar una esponja de tejido vivo. Esto representa una gran ventaja sobre la liposucción, en donde se destruye la capa entera, desconectando esencialmente la piel del cuerpo. Con la liposucción, el paciente ha de ser puesto en un traje para el cuerpo, para sujetar la piel al cuerpo durante la recuperación. Conservando viva la matriz, el paciente puede dejar el tratamiento y volver a sus actividades normales, con un tiempo mínimo o nulo de recuperación.
La tecnología de este invento no queda limitada
a la destrucción de células grasas. Puede ser usada igualmente bien
para otras condiciones médicas en las que estén implicadas células
subcutáneas que hayan de ser eliminadas. En estas se incluyen los
pechos de hombre agrandados, los tumores grasos benignos, la
lipomatosis, la excesiva sudoración bajo los brazos, el tejido
adiposo post traumático, y otras.
En otros órganos informales, pueden no ser
necesarias la amplia cobertura lateral ni la estrecha cobertura
axial, pero frecuentemente la configuración de la zona de
destrucción es útil y a veces necesaria. En estos casos, el haz
múltiple será más satisfactorio que mover un solo haz, debido a que
ello permite usar más altas frecuencias que proporcionen puntos
focales más pequeños y, por lo tanto, límites más precisos de la
región de tejido destruido.
El aparato del invento que produce múltiples
zonas focales para los fines antes descritos es una matriz de
transductores plana o curvada plana, con una nueva disposición de
puesta en fase. En la Fig. 1 se ha representado esquemáticamente una
matriz lineal 10 de transductores individuales 12. Excitando cada
uno de los transductores 12 con una fase diferente de la señal de
ultrasonidos, la matriz 10 puede producir un haz de ultrasonidos
enfocado en cualquier lugar deseado en su campo de vista.
Con objeto de enfocar el haz de la matriz 10 en
un punto focal F, la respectiva fase aplicada a cualquier elemento
transductor dado 12 de la matriz 10 es
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
en la cual \Phi_{e,f} es la
fase para el elemento e-ésimo en el punto focal f-ésimo, d_{e} es
la distancia desde el elemento 12 de la matriz dada al punto focal F
deseado, d_{min} es la distancia desde la matriz 10 al punto F a
lo largo de una línea perpendicular a la matriz 10, y \lambda es
la longitud de onda de la señal de excitación de
ultrasonidos.
La Fig. 2 representa la misma matriz 10 puesta
en fase para producir múltiples puntos focales F_{1} y F_{2}.
Con objeto de enfocar el haz en F_{1}, se debe excitar el elemento
12_{1} más superior de la matriz 10 con una onda sinusoidal de
fase
\vskip1.000000\baselineskip
y con objeto de enfocar el haz en
F_{2}, se debe excitar el mismo elemento con una onda sinusoidal
de la misma frecuencia pero de
fase
Con objeto de hacer que el haz se enfoque en
F_{1} y en F_{2}, se deben sumar esas dos ondas sinusoidales. Es
un hecho matemático que la suma de dos ondas sinusoidales de la
misma frecuencia pero de diferentes fases es una onda sinusoidal de
esa frecuencia pero de una fase resultante diferente a las fases de
las ondas sinusoidales componentes, y de una amplitud resultante
diferente a las amplitudes de las ondas sinusoidales componentes. A
este respecto, ha de quedar entendido que las amplitudes de las
ondas sinusoidales componentes pueden ser diferentes, de modo que
produzcan intensidades de haz diferentes en los diferentes puntos
focales.
El anterior cálculo para dos puestas en fase
F_{1} y F_{2} puede ampliarse de la misma manera, para producir
cualquier número de puestas en fase F_{1}, F_{2} ..... F_{n},
los cuales pueden estar alineados entre sí, pero que no es necesario
que sea así. Si la fase calculada para el elemento i-ésimo y para el
punto focal j-ésimo es \Phi_{ij} y la amplitud del punto focal
j-ésimo es A_{j}, entonces la fase resultante
\overline{\Phi_{i}} en el elemento i-ésimo es
\vskip1.000000\baselineskip
y la amplitud resultante A_{i}
es
La limitación es que la separación lateral entre
puntos focales no deberá ser inferior a la resolución lateral del
haz, la cual es \frac{\lambda d_{min \ max}}{A}
donde d_{din \ max} es el
valor máximo de d_{min} para los diversos puntos focales, y A es
la longitud de la matriz 10 en la dirección transversal al haz de la
Fig. 2.
En la Fig. 3 se ha representado un aparato
preferido para la apropiada puesta en fase de los elementos de
transductor 12. La señal de ultrasonidos básica producida por el
oscilador 14 se aplica a una línea de retardo derivada 16. Las
derivaciones 18 de la línea de retardo forman las entradas y de un
conmutador de conexión matricial (capaz de conectar múltiples
entradas a múltiples salidas en forma matricial) controlado por un
microprocesador 22. Cada uno de los elementos de transductor 12 de
la matriz 10 está conectado a una de las salidas x del conmutador de
conexión matricial a través de un amplificador de ganancia variable
24. Las ganancias de los amplificadores 24 son también controladas
por el microprocesador 22.
Las derivaciones 18 de la línea de retardo son
lo suficientemente numerosas, y tienen diferencias de fase entre
ellas lo suficientemente pequeñas, como para proporcionar al
conmutador de conexión matricial una selección suficiente de fases
de la señal de ultrasonidos básica para poner en fase los elementos
12 con la suficiente precisión. En la práctica, esto puede
significar, por ejemplo, 72 derivaciones espaciadas a 5º de
diferencia de fase. Se comprenderá que cada elemento 12 de la matriz
10 está conectado por el conmutador de conexión matricial 20 a una,
y solamente a una, de las derivaciones 18 de la línea de retardo
16.
En el uso de este invento, las coordenadas de
los puntos focales deseados con respecto a la matriz 10 pueden ser
entradas en el microprocesador 22 desde un teclado 26 o similar. La
función del microprocesador 22 se ha ilustrado en el organigrama de
la Fig. 4. Las conexiones en el conmutador de conexión matricial 20
y las ganancias relativas de los amplificadores 24 son calculadas
por iteración y establecidas por el microprocesador 22. El
organigrama de la Fig. 4 ilustra dos rutinas iterativas encajas
entre sí, designadas por a y b, respectivamente, en cuya rutina a se
calcula y se establece la fase combinada y la ganancia de un
elemento individual 12 para una pluralidad de puntos focales F_{1}
a F_{n}, mientras que en la rutina b se repiten estos cálculos y
se establecen para cada uno de los elementos transductores 12_{1}
a 12_{n}. En la Fig. 4, f es el número de iteración en la rutina
a; e es el número de iteración en la rutina b; n_{f} es el número
de puntos focales F; n_{e} es el número de elementos transductores
12; A_{f} es la amplitud de haz deseada del punto focal F_{f};
\Phi_{ef} es la fase necesaria para que el elemento 12_{b} se
enfoque en el punto focal F_{a}; \Phi_{ef} es la fase de la
onda sinusoidal que es la suma de todas las ondas sinusoidales de la
fase \Phi_{ef} para un elemento 12_{b}; y A_{e} es la
amplitud relativa de la onda sinusoidal sumada con respecto a la
amplitud de las ondas sinusoidales componentes, para el elemento
12_{b}.
En las anteriores consideraciones se ha supuesto
una matriz lineal unidimensional 10. Como se ha ilustrado en las
Figs. 5A y 5B, las cuales representan una matriz bidimensional plana
10 con elementos de transductor alargados 12, el enfoque en la
segunda dimensión se realiza típicamente mediante una lente física
28. Como resultado, los varios puntos focales F en tal matriz están
todos en un mismo plano, el cual es el plano perpendicular a la
lente 28 por su centro. Si se desea tener libertad para localizar
los puntos focales F en un espacio tridimensional, se puede
sustituir cada elemento alargado 12 por una fila de elementos
excitables individualmente 12 (Fig. 6). Esto complica el cálculo
geométrico de d para cada elemento, pero no cambia el hecho de que d
es la distancia desde el elemento a una posición de punto focal
seleccionado; por consiguiente, siguen siendo aplicables las mismas
fórmulas para el cálculo de la fase.
El aparato de las Figs. 1-6 es
extremadamente versátil y se presta de por sí a una serie de
aplicaciones prácticas. Como se ha señalado en lo que antecede,
permite no solamente la creación de cualquier patrón deseado de
zonas focales de alta intensidad en un espacio tridimensional, sino
que permite también que la intensidad del haz de ultrasonidos sea
controlada por separado para cada una de esas zonas focales. Además,
es posible cambiar dinámicamente las intensidades, haciendo para
ello que el microprocesador 22 recalcule continuamente sus ondas
sinusoidales sumadas mientras cambia los pesos de la amplitud de las
ondas sinusoidales componentes de acuerdo con el movimiento de la
matriz de transductores sobre el cuerpo de un paciente.
En la terapia lipolítica, por ejemplo, las
amplitudes pueden ser iguales en una capa grasa central, e ir luego
disminuyendo hasta cerca del borde (véase la Fig. 7). Para conseguir
esto, se puede programar el microprocesador 22 para crear múltiples
capas focales en la capa central de grasa y solamente una capa focal
cerca del borde de la grasa. Como alternativa, el haz podría ser
enfocado a grupos de puntos, y luego conmutado entre los grupos 36 y
38 (Fig. 8). En caso extremo, se podría secuenciar la matriz a alta
velocidad a cada punto focal, pero a los niveles de potencia
normalmente usados esto produciría cavitación de cada punto y podría
producir resultados impredecibles. Otra alternativa es la de
conmutar la posición de las zonas focales durante la exploración
para crear bolsas aisladas de tejido muerto. Esto podría hacerse
sobre un patrón similar a un panal de abeja en un plano, o según
múltiples patrones en múltiples planos. Este último procedimiento
permite tejido vivo muy próximo a todo el tejido muerto, para
proporcionar una eliminación más rápida del tejido muerto a través
de los procesos naturales del cuerpo. También proporciona una
conexión continua desde un lado de la capa de grasa a otro de tejido
vivo. Por consiguiente, no se necesita ningún dispositivo artificial
para sujetar la piel al tejido que está por debajo. También se puede
programar la matriz 10 para proporcionar una zona de destrucción
continua manteniendo para ello estacionaria la matriz 10 y
secuenciando los patrones focales. En la Fig. 9 se ha ilustrado una
secuencia de cuatro patrones. Este uso sería apropiado para la
eliminación de tumores o para el tratamiento de glándulas de formas
arbitrarias.
La capacidad del microprocesador 22 para
recalcular continuamente las fases y las intensidades de los
elementos de transductor 12, hace que sea posible mover las zonas
focales F en un espacio tridimensional sin mover ni explorar la
matriz 10. Esto es útil en situaciones en las que no se pueda mover
la matriz 10, por ejemplo, si se usa dentro del cuerpo del
paciente.
Aunque el aparato de este invento tiene muchos
usos, su ventaja principal es la de que hace que sea práctica la
terapia lipolítica no invasiva. Comos e ha señalado en lo que
antecede, en ausencias del invento la reducción de la longitud de la
zona focal hasta donde la misma no trascienda los límites de la capa
de grasa de un paciente con tan solo un ligero sobrepeso, da por
resultado que se haga el punto focal tan pequeño que se requiere un
espacio de tiempo desmesurado e impráctico para que una sola zona
focal destruya un pequeño número de células grasas.
Con los múltiples puntos focales de este
invento, sin embargo, el tiempo de tratamiento se reduce
grandemente. Al mismo tiempo, los puntos focales individualizados
producidos mediante este invento podrían dar por resultado preservar
una estructura esponjosa de tejido sano alrededor de las células
grasas destruidas, para soportar la piel y acelerar la absorción del
tejido muerto.
Se puede usar un aparato 40 de obtención de
imágenes (Fig. 3) para proporcionar una medida de diagnóstico
cuantitativo de la profundidad y la localización del tejido antes de
aplicar la terapia, y para vigilar la destrucción del tejido durante
la terapia lipolítica. El aparato para la obtención de imágenes
puede ser de cualquier clase bien conocida por quienes sean expertos
en la técnica, por ejemplo, de obtención de imágenes por
ultrasonidos, por CT (Tomografía Computerizada), por MRI (Obtención
de Imágenes por Resonancia Magnética), por termografía, o similar.
El aparato para obtención de imágenes por ultrasonidos puede ser
integral con el transductor para la terapia y de amplificación en el
tiempo con el mismo; pero también puede ser un dispositivo
independiente separado.
También se puede usar un aparato 42 de control
de la circulación y la temperatura del fluido para mantener la
temperatura deseada del transductor y de la superficie de la piel
con la que haga contacto. El aparato de control de la temperatura
puede ser de cualquier clase bien conocida por quienes sean expertos
en la técnica, por ejemplo, una bomba calorífica eléctrica, un
radiador por evaporación, un depósito de gran volumen, o
similar.
Ha de quedar entendido que el aparato utilizado
como ejemplo para la terapia lipolítica aquí descrito y representado
en los dibujos, representa solamente una realización actualmente
preferida del invento. Ciertamente, se pueden efectuar varias
modificaciones y adiciones a tal realización, sin rebasar el alcance
del invento. Por consiguiente, otras modificaciones y adiciones
pueden ser evidentes para quienes sean expertos en la técnica, y
pueden ser realizadas para adaptar el presente invento para uso en
una diversidad de diferentes aplicaciones.
Claims (9)
1. Un transductor de ultrasonidos (10) que
comprende:
- \quad
- una matriz (10) de elementos de transductor de ultrasonidos (12) para generar un haz de energía de ultrasonidos; y
- \quad
- sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) operable para excitar simultáneamente dichos elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes retardos de fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas (36);
caracterizado porque dicho sistema de
circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar:
- i)
- para excitar diferentes elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes amplitudes y fases;
- ii)
- aplicar simultáneamente un primer conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas focales (36); y además
- iii)
- aplicar simultáneamente un segundo conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de zonas focales (38).
2. El transductor según la reivindicación 1, que
comprende medios (22) para determinar, para cada elemento de
transductor (12), las fases de una pluralidad de señales de
excitación componentes a ser aplicadas al elemento de transductor
(12) para conseguir focos en una pluralidad de zonas focales y en
que dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede
funcionar para aplicar una señal de excitación al elemento (12) que
está formado por la suma de las señales de excitación
componentes.
3. El transductor según cualquiera de las
reivindicaciones 1 ó 2, en el que dicho circuito de excitación
comprende:
- a)
- un oscilador (14) dispuesto para producir una onda sinusoidal;
- b)
- una línea de retardo derivada (16) conectada a dicho oscilador (14) para así proporcionar varias fases de dicha onda sinusoidal en las derivaciones de dicha línea de retardo derivada (16);
- c)
- un conmutador de conexión matricial (20) dispuesto para conectar selectivamente cada elemento (12) de dicha matriz de transductores (10) a una, y solamente a una, de dichas derivaciones;
- d)
- estando dispuesta cada una de dichas derivaciones para proporcionar al elemento (12) conectado a la misma una onda sinusoidal de una fase que representa la fase de una onda sinusoidal que es la suma de las ondas sinusoidales que se necesita que sean aplicadas a dicho elemento (12) con objeto de enfocar dicha matriz (10) por separado en cada una de dichas zonas focales (36).
4. El transductor según la reivindicación 3, en
el que el circuito de excitación comprende:
- e)
- un amplificador de ganancia variable interpuesto en cada conexión entre uno de dichos elementos (12) y su derivación.
5. El transductor según la reivindicación 3, que
comprende además:
- e)
- un microprocesador (22) conectado a dicho conmutador de conexión matricial (20) para conmutar el mismo, estando dispuesto dicho microprocesador (22) para calcular las fases de dicha onda sinusoidal generada por dicho oscilador (14) para que sean aplicadas a cada elemento (12) de dicha matriz (10) con objeto de enfocar simultáneamente dicha matriz (10) en cada una de dichas zonas focales, y para conmutar dicho conmutador de conexión matricial (20) de acuerdo con los valores de las fases así calculados.
6. El transductor según la reivindicación 5, que
comprende además:
- e)
- amplificadores de ganancia variable (24) interpuestos en las conexiones entre dichos elementos (12) y dichas derivaciones, estando además dispuesto dicho microprocesador (22) para calcular las amplitudes de dicha onda sinusoidal generada por dicho oscilador (14) a ser aplicadas a cada elemento (12) de dicha matriz con objeto de producir una intensidad de haz seleccionada en cada una de dichas zonas focales (36), y para controlar dichos amplificadores de ganancia variable de acuerdo con los valores de la amplitud así calculados.
7. El transductor según la reivindicación 3, que
comprende además:
- f)
- aparato de control de la temperatura conectado a dicha matriz de transductores (10) y operable para mantener dicha matriz a una temperatura predeterminada.
8. El transductor según la reivindicación 3, que
comprende además:
- h)
- aparato para obtención de imágenes conectado a dicha matriz de transductores (10) y operable para obtener imágenes de dichas zonas focales (36).
9. El transductor según la reivindicación 1, en
el que dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24)
puede funcionar para aplicar diferentes conjuntos de señales de
excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de mover
las zonas focales en un espacio tridimensional sin mover ni explorar
la matriz (10).
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