ES2941665T3 - Secuencias de excitación de histotricia optimizadas para la formación de nubes de burbujas usando dispersión de choque - Google Patents

Abstract

Se proporcionan métodos y dispositivos para producir cavitación en tejido. En una realización, un método de dispersión de choque de la terapia de histotricia comprende administrar una forma de onda de presión de inicio desde un transductor de terapia de ultrasonido al tejido, estando configurada la forma de onda de presión de inicio para producir al menos una burbuja en el tejido, administrando una forma de onda de presión de dispersión desde la terapia de ultrasonido transductor en al menos una burbuja dentro de un ciclo de vida de al menos una burbuja, y produciendo núcleos de cavitación cerca de al menos una burbuja con la forma de onda de presión de dispersión. La forma de onda de presión de dispersión puede suministrarse durante el ciclo de vida de al menos una burbuja. En algunas realizaciones, la forma de onda de presión de dispersión se entrega dentro de 5 μs a 1 s de la forma de onda de presión de iniciación. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Secuencias de excitación de histotricia optimizadas para la formación de nubes de burbujas usando dispersión de choque

Campo

Esta divulgación se refiere en general al tratamiento de tejidos con cavitación creada por terapia de ultrasonidos.

Antecedentes

La histotricia, o terapia de cavitación de ultrasonidos pulsados, es una tecnología en la que unas ráfagas cortas e intensas de energía acústica inducen una cavitación (formación de nube de burbujas o de microburbujas) controlada dentro del volumen focal. La expansión y el colapso vigorosos de estas microburbujas homogenizan mecánicamente las estructuras de tejido y células dentro del volumen focal. Este es un resultado final muy diferente de la necrosis coagulativa característica de la ablación térmica. Para operar dentro de la esfera de la histotricia, no térmica, es necesario suministrar energía acústica en la forma de pulsos acústicos de amplitud de presión alta con un ciclo de servicio bajo.

En comparación con las tecnologías de ultrasonidos enfocados convencionales, la histotricia tiene ventajas importantes: 1) el proceso destructivo en el foco es mecánico, no térmico; 2) las nubes de burbujas aparecen brillantes en la formación de imágenes por ultrasonidos, confirmando de este modo la selección de objetivo y la localización correctas del tratamiento; 3) el tejido tratado aparece más oscuro (hipoecoico) en la formación de imágenes por ultrasonidos, de tal modo que el operador sabe qué se ha tratado; y 4) la histotricia produce lesiones de una forma precisa y controlada. Es importante resaltar que, a diferencia de las microondas, la radiofrecuencia o los ultrasonidos enfocados de alta intensidad (HIFU), la histotricia no es una modalidad térmica.

Los estudios tempranos con caninos de homogenización de histotricia de tejido de próstata emplearon un transductor de terapia que se posicionó para suministrar la histotricia transabdominalmente. En estos estudios, la próstata estaba ubicada a una distancia muy corta de la superficie de la piel y hubo una trayectoria relativamente amplia desde el transductor a través de la piel para enfocar energía de ultrasonidos. En consecuencia, el transductor de terapia de histotricia esférica empleado en estos estudios tiene una apertura de 14 cm y una longitud focal de 10 cm (número F = 0,71). Los transductores de terapia de histotricia con unos números F altos tienen una eficiencia muy baja en comparación con los transductores con unos números F bajos. Estas ineficiencias se deben, principalmente, a una propagación acústica no lineal que conduce a la formación de ondas de choque.

Se ha diseñado una electrónica de accionamiento y transducción de terapia especializada para enfocar la terapia de histotricia a través del perineo a la próstata. En la figura 1 se muestra un ejemplo de un transductor de terapia 100 configurado para suministrar terapia de histotricia a la próstata. El transductor 100 puede comprender una pluralidad de elementos transductores de ultrasonidos 102 dispuestos dentro de un alojamiento 104. El transductor se puede conectar a un generador de longitud de onda configurado para suministrar longitudes de onda de histotricia desde el transductor a tejido. La profundidad de la próstata desde este enfoque es significativamente más profunda que en el modelo canino anterior. Adicionalmente, la anatomía esquelética de la pelvis y posición transrrectal de la sonda de formación de imágenes por ultrasonidos redujo significativamente la apertura de transductor eficaz. Un corte 106 en el perímetro inferior del alojamiento se puede configurar para dar cabida a una sonda de formación de imágenes por ultrasonidos (no mostrada) que tiene un número F = 0,85 en el diámetro principal y un número F = 0,98 en el corte.

Basándose en la experimentación y en el modelado en banco, se seleccionó un conjunto inicial de parámetros de excitación de transductor de terapia (3 ciclos/pulso, 750 Vpp, PRF (Frecuencia de Repetición de Pulso) de 500 Hz) para pruebas con caninos con este transductor. Esta secuencia de excitación produjo una forma de onda de presión focal no lineal con una presión negativa de pico y positiva de pico de aproximadamente 25 MPa y 100 MPa en agua. Se define esta secuencia y sus variantes como una secuencia convencional, o no optimizada, debido a que los parámetros de secuencia no se optimizaron para la formación de nubes de burbujas.

Se usaron esta secuencia de excitación convencional y variantes de la misma para tratar aproximadamente 30 sujetos caninos para establecer la viabilidad, la dosificación (el número acumulativo de pulsos) y directrices de implementación de tratamiento. Se trataron entonces 10 sujetos caninos adicional en un estudio de confirmación. Aunque estos estudios proporcionaron unos resultados de eficacia sobresaliente, la observación de una lesión menor (fibrosis subclínica) evidente en el músculo recto abdominal prefocal en 2 de 10 sujetos en el ensayo de confirmación condujo a la conclusión de que era necesario que el perfil de seguridad se mejorara desarrollando unas secuencias de pulsos de histotricia que suministrasen energía más eficientemente. Es probable que la necesidad de mejorar la eficiencia de la histotricia se volverá más importante a medida que se desarrollen transductores para profundizar más en los tejidos a través de obstrucciones anatómicas esqueléticas.

El documento WO 2005/018469 A1 divulga un aparato litotriptor de ondas de choque electrohidráulico para desmenuzar cálculos renales. Una fuente de ondas de choque primaria produce burbujas de cavitación. Una pluralidad de generadores piezoeléctricos producen ondas de choque auxiliares. La fuente de ondas de choque primaria se conecta operativamente a un generador de retardo de tiempo que retarda las ondas de choque auxiliares un retardo de tiempo para controlar y para forzar el colapso de las burbujas de cavitación producidas por la fuente de ondas de choque primaria.

El documento WO 2008/143998 A1 divulga un método para la subdivisión mecánica controlada de tejido blando que comprende: accionar un transductor para emitir una secuencia de pulsos de iniciación; detectar la iniciación de una nube de burbujas en el tejido blando en respuesta a la secuencia de pulsos de iniciación; accionar el transductor para emitir una secuencia de pulsos de mantenimiento y de sustentación de nubes de burbujas; y accionar el transductor para emitir una secuencia de pulsos de terapia que genera e interacciona con la nube de burbujas para fraccionar al menos parcialmente el tejido blando.

Se divulga técnica anterior relevante adicional en Maxwell Adam D. y col.: "Cavitation clouds created by shock scattering from bubbles during histotripsy", The Journal of the Acoustical Society of America, American Institute of Physics for the Acoustical Society of America, Nueva York, NY, EE. UU., vol. 130, núm. 4, 1 de octubre de 2011 (01­ 10-2011), páginas 1888-1898, ISSN: 0001-4966, DOI: 10.1121/1.3625239.

Sumario de la divulgación

De acuerdo con la presente invención, se proporciona el sistema de terapia de ultrasonidos de la reivindicación 1. En las reivindicaciones dependientes se exponen aspectos adicionales de la invención.

Una eficiencia mejorada que conduce a la reducción de calor prefocal es imperativa cuando se selecciona como objetivo tejido blando profundamente por debajo de la superficie de la piel a través de obstrucciones anatómicas esqueléticas que requieren unos transductores de terapia de ultrasonidos que tienen unos números F relativamente altos (un número F > 0,8). Se desarrollaron secuencias optimizadas para la homogenización de histotricia potenciada de tejidos blandos para reducir el potencial de lesión térmica prefocal optimizando la eficiencia de las secuencias. La eficiencia mejorada de unas secuencias de excitación optimizadas aumenta la probabilidad de iniciar nubes de burbujas de histotricia en tejido y reduce los episodios de extinción de nubes de burbujas cuando se trasladan a través de los tejidos. Adicionalmente, se pueden diseñar secuencias optimizadas para someter a ablación selectivamente tejidos fibrosos o someter a ablación tejidos menos densos mientras se preservan estructuras vitales más fibroelásticas tales como estructuras neurovasculares.

Las secuencias optimizadas eficaces para unos transductores de número F alto se caracterizan por un pulso de iniciación que se diseña para crear al menos un único núcleo (burbuja) generado acústicamente, seguido de un pulso de dispersión de choque (denominado, posteriormente en el presente documento, pulso de dispersión o forma de onda de presión de dispersión) después de un retardo de tiempo optimizado para habilitar que una onda de choque incida sobre la primera burbuja para crear una nube de burbujas. Pueden seguir pulsos de dispersión subsiguientes también con una temporización optimizada con el fin de mantener adicionalmente la eficacia de la nube de burbujas. Se observa que en esta solicitud se usarán pulso y forma de onda de presión de forma intercambiable.

En el presente documento se divulga un método no reivindicado para tratar tejido con energía de ultrasonidos, que comprende las etapas de suministrar una forma de onda de presión de iniciación desde un transductor de terapia de ultrasonidos a tejido, estando configurada la forma de onda de presión de iniciación para producir al menos una burbuja en el tejido, suministrar una forma de onda de presión de dispersión desde el transductor de terapia de ultrasonidos a la al menos una burbuja dentro de un ciclo de vida de la al menos una burbuja, y producir núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja con la forma de onda de presión de dispersión. La forma de onda de presión de dispersión se suministra dentro de 5 ps a 200 ps de la forma de onda de presión de iniciación.

En un ejemplo, el método comprende además las etapas de repetir el suministro de una forma de onda de presión de iniciación y suministrar de forma de onda de presión de dispersión hasta que se haya completado el tratamiento del tejido.

En un ejemplo, se minimizan una amplitud de presión y/o un número de ciclos de la forma de onda de presión de iniciación para reducir el calentamiento de tejido.

En otro ejemplo, la amplitud de una presión de pico a pico de la forma de onda de presión de dispersión es suficiente para crear núcleos de cavitación adicionales en la región focal.

En ejemplos alternativos, se minimizan una amplitud de presión y/o un número de ciclos de la forma de onda de presión de dispersión para reducir el calentamiento de tejido.

En algunos ejemplos, el método comprende además, después de suministrar la forma de onda de presión de dispersión, suministrar una segunda forma de onda de presión de dispersión hacia la al menos una burbuja y los núcleos de cavitación.

En algunos ejemplos, la segunda forma de onda de presión de dispersión se suministra dentro de 5 |js a 1 s de la forma de onda de presión de dispersión.

En otro ejemplo, el método comprende además suministrar formas de onda de presión de dispersión adicionales sin suministrar formas de onda de presión de iniciación adicionales hasta que la al menos una burbuja y/o los núcleos de cavitación ya no permanezcan en el tejido.

En algunos ejemplos, las formas de onda de presión de dispersión adicionales se suministran cada 5 js a 1 s.

En un ejemplo, una secuencia de pulsos que comprende la forma de onda de presión de iniciación y la forma de onda de presión de dispersión tiene una PRF de secuencia que varía de 1 a 5000 Hz.

En otros ejemplos, la forma de onda de presión de dispersión suministra menos energía a tejido intermedio que la forma de onda de presión de iniciación.

En un ejemplo, la forma de onda de presión de iniciación y la forma de onda de presión de dispersión tienen unas amplitudes de presión sustancialmente similares. En otro ejemplo, una amplitud de presión de la forma de onda de presión de dispersión es menor que una amplitud de presión de la forma de onda de presión de iniciación. En ejemplos alternativos, una amplitud de presión de la forma de onda de presión de dispersión es mayor que una amplitud de presión de la forma de onda de presión de iniciación.

Se divulga un método no reivindicado para tratar tejido con energía de ultrasonidos, que comprende las etapas de transmitir una forma de onda de presión de iniciación desde un transductor de terapia de ultrasonidos a tejido, estando configurada la forma de onda de presión de iniciación para producir al menos una burbuja en el tejido, durante un ciclo de vida de la al menos una burbuja, transmitir una forma de onda de presión de dispersión desde el transductor de terapia de ultrasonidos a la al menos una burbuja, configurada la forma de onda de presión de dispersión para volverse una forma de onda de presión focal de choque en el tejido que tiene un semiciclo de presión positiva de choque y un semiciclo de presión negativa de choque, estando configurado el semiciclo de presión positiva de choque para incidir sobre la al menos una burbuja y para dispersar, invertir e interferir constructivamente con el semiciclo de presión negativa de choque para formar una forma de onda de semiciclo de presión negativa, y producir núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja con un mecanismo de dispersión de choque entre la forma de onda de semiciclo de presión positiva y la al menos una burbuja.

También se divulga un método no reivindicado para suministrar energía de ultrasonidos a tejido, que comprende las etapas de suministrar un pulso de iniciación desde un transductor de terapia de ultrasonidos configurado para proporcionar al menos 5 MPa de presión negativa de pico para producir al menos una burbuja en el tejido, suministrar un primer pulso de dispersión a la al menos una burbuja dentro de 5 js a 200 js del pulso de iniciación, y producir una nube de cavitación de núcleos cerca de la al menos una burbuja con un mecanismo de dispersión de choque entre el primer pulso de dispersión y la al menos una burbuja.

Se divulga un método para tratar tejido con energía de ultrasonidos, que comprende las etapas de producir al menos una burbuja en el tejido con energía de ultrasonidos, colisionar una forma de onda de presión focal de choque con la al menos una burbuja, y formar núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja.

En un ejemplo, la etapa de colisión se realiza durante un ciclo de vida de la al menos una burbuja.

En otro ejemplo, la etapa de colisión se realiza dentro de 5 js a 200 js de la etapa de producción.

En un ejemplo alternativo, la etapa de formación de núcleos de cavitación se logra con un mecanismo de dispersión de choque entre la forma de onda de presión focal de choque y la al menos una burbuja.

Breve descripción de los dibujos

Las características novedosas de la invención se exponen con particularidad en las reivindicaciones a continuación. Se obtendrá un mejor entendimiento de las características y ventajas de la presente invención mediante referencia a la siguiente descripción detallada que expone realizaciones ilustrativas, en las que se utilizan los principios de la invención, y los dibujos adjuntos de los cuales:

La figura 1 es un transductor de terapia de ultrasonidos de acuerdo con una realización.

Las figuras 2a-2c son ilustraciones de una iniciación de nube de burbujas en agua.

La figura 3 ilustra una forma de onda de presión focal de acuerdo con una realización.

Las figuras 4a-4e son dibujos conceptuales que ilustran la dispersión de choque.

Las figuras 5a-5c ilustran diversas realizaciones de secuencias de pulsos que incluyen formas de onda de presión de iniciación y de dispersión para suministrar energía de ultrasonidos a tejido.

La figura 6 ilustra un sistema configurado para suministrar las secuencias preferidas para tratar el tejido con cavitación.

Descripción detallada

Generación de cavitación

En el presente documento se divulgan varios principios de los núcleos de cavitación y de la formación de nubes de burbujas que proporcionan información de antecedentes importante para el desarrollo de la realización preferida. Los núcleos de cavitación son burbujas individuales formadas como resultado del suministro de una presión baja a tejido. Las nubes de burbujas pueden comprender agrupaciones densas de núcleos de cavitación que se forman en o cerca de los focos de transductor. La formación de núcleos de cavitación (nubes de burbujas) son, ambos, componentes clave de una terapia de histotricia.

Probabilidad de formar núcleos de cavitación

Se pueden formar núcleos de cavitación en tejido si el tejido se somete a un procedimiento de presión negativa de pico (rarefacción de pico) que se aproxima a o que supera el nivel de presión necesario para crear al menos un único núcleo de cavitación (burbuja). Se observa que este nivel es variable y es dependiente de múltiples factores que incluyen las propiedades del tejido (la estructura y composición, el contenido de gas disuelto y la existencia de impurezas), la geometría de transductor (la distancia focal y el número f) y el esquema de secuenciación (la PRF; el número de ciclos). Se ha mostrado que el número de núcleos de cavitación formados a partir de un pulso acústico está relacionado directamente con la presión negativa de pico lograda.

Curso temporal de cavitación

Los núcleos de cavitación crecen a un tamaño máximo y entonces se colapsan. El curso temporal de cavitación para el proceso de iniciación, crecimiento y, entonces, colapso de burbuja, es dependiente del medio (es decir, el tipo de tejido). El curso temporal de cavitación para los líquidos es mayor que en la gelatina y en el tejido blando. La Tabla 1 compara los tiempos de iniciación, crecimiento y colapso de cavitación en agua frente a gelatina. Las figuras 2a-2c son ilustraciones que muestran un curso temporal de cavitación típico. La figura 2a ilustra la iniciación de la cavitación 208 en un medio, tal como en tejido, en agua o en gelatina. La figura 2b muestra el crecimiento de la cavitación 208 a un tamaño máximo, en el que las burbujas de cavitación se agrupan entre sí en la zona focal. La figura 2c ilustra el colapso de la cavitación 208 en donde casi todas las burbujas de cavitación se han colapsado y han desaparecido.

Choque acústico y mecanismo de dispersión de choque para la formación de nubes de burbujas

Conforme una forma de onda de sonido se desplaza a través del medio, el/los semiciclo(s) positivo(s) (compresión) se desplaza(n) más rápido que el/los semiciclo(s) negativo(s) (rarefacción). Este efecto da lugar a que la forma de onda de presión se vuelva no lineal, creando una transición abrupta entre los semiciclos positivos y negativos de la forma de onda de presión. La amplitud de presión del semiciclo positivo aumenta a medida que aumenta la pendiente de esta transición, y se dice que la forma de onda de presión se vuelve más no lineal o "de choque". Esta se puede denominar forma de onda de presión focal de choque. El nivel de no linealidad es dependiente de la amplitud de presión de la forma de onda de presión así como de la distancia de propagación a través del medio. La figura 3 muestra un ejemplo de una forma de onda de presión focal de choque con un semiciclo positivo y un semiciclo negativo. Se debería entender que las formas de onda de presión focal de choque pueden incluir una pluralidad de semiciclos positivos y negativos.

De acuerdo con la presente divulgación, se pueden formar núcleos de cavitación en tejido como resultado de la dispersión de choque. La dispersión de choque tiene lugar cuando se refleja, o se dispersa, un semiciclo de presión positiva de choque de una forma de onda acústica fuera de una(s) burbuja(s) preexistente(s) y, en consecuencia, se invierte el semiciclo de presión positiva de choque, de tal modo que este se combina con el semiciclo de presión negativa incidente de la forma de onda acústica de forma aditiva. Si este nuevo semiciclo de presión negativa combinado producido es lo bastante grande (es decir, por encima del umbral intrínseco para el tejido o medio de interés - mayor que 5 MPa de presión negativa de pico, por ejemplo), se formarán núcleos de cavitación adicionales cerca de cualquier núcleo preexistente. Este proceso se repite a sí mismo hasta que la presión del nuevo semiciclo de presión negativa combinado no es suficiente para crear nuevos núcleos de cavitación.

Las figuras 4a-4e son dibujos conceptuales que ilustran un método de dispersión de choque de una terapia de histotricia. Los recuadros en la parte de arriba muestran una burbuja preexistente 408 y un semiciclo de presión positiva de choque 410, y los recuadros en la parte de debajo muestran la distribución de presión de pulso de ultrasonidos 412 (la línea horizontal 414 indica una amplitud de presión de cero). La burbuja preexistente 408 se puede formar con un pulso de iniciación, o una secuencia, como se ha descrito anteriormente. Una forma de onda de presión de choque se puede transmitir entonces hacia la burbuja 408 durante un ciclo de vida de la burbuja de acuerdo con una realización del método de dispersión de choque.

En las figuras 4a-4e, la forma de onda de presión de choque incidente 412 se propaga de izquierda a derecha hacia la burbuja preexistente 408, como se indica mediante las flechas 416. La forma de onda de presión de choque incidente se puede suministrar hacia y a la burbuja durante un ciclo de vida de la burbuja, de tal modo que la forma de onda de presión de choque incidente interacciona con la burbuja. En la figura 4a se muestra una única burbuja preexistente 408, habiéndose generado ya en el tejido como se ha descrito anteriormente. El tamaño de tal burbuja se puede expandir, como se muestra en la figura 4b, debido al semiciclo de presión negativa inicial de la forma de onda de presión de choque incidente. En la figura 4c, un semiciclo de presión positiva de choque 410 de la forma de onda de presión de choque incidente 412 incide sobre la burbuja 408 y el semiciclo de presión positiva empieza la dispersión. El semiciclo de presión positiva de choque dispersado se invierte e interfiere constructivamente con el semiciclo de presión negativa de choque 413 de la forma de onda de presión de choque incidente 412 para crear un semiciclo de presión negativa de gran amplitud transitorio 418 (ilustrado como la línea de puntos circular 418 en las figuras 4c-4e) que produce unos núcleos de cavitación adicionales 420 cerca o por detrás de la burbuja 408. El semiciclo de presión negativa 418 se propaga de derecha a izquierda, como se indica mediante las flechas 422. Los núcleos de cavitación adicionales 420 se forman en la dirección opuesta de la forma de onda de presión positiva de choque 410, hasta que el semiciclo de presión negativa 418 cae por debajo del umbral para la formación de núcleos de cavitación, como se muestra en la figura 4e. Este proceso se puede repetir con formas de onda de presión de choque sucesivas transmitidas hacia y a la burbuja preexistente 408 y los núcleos de cavitación adicionales 420.

Los núcleos de cavitación formados por este método de dispersión de choque tienden a crecer hacia el transductor de terapia y su extensión depende del número de ciclos de alta presión en el pulso (la forma de onda) y de la frecuencia de repetición de pulso (PRF). Minimizar el número de ciclos en una forma de onda de choque o reducir la FRP de secuencia son formas eficaces de reducir la longitud de la nube de burbujas y también de reducir la intensidad promedio en el tiempo y, por lo tanto, la dosis térmica.

Formación de nubes de burbujas potenciada usando dispersión de choque

Los componentes clave de una secuencia de excitación de histotricia preferida descritos en esta divulgación son: 1) Un primer pulso de la secuencia, denominado pulso de iniciación o forma de onda de presión de iniciación, configurado para formar al menos una burbuja en el tejido 2) Un segundo pulso de la secuencia, denominado pulso de dispersión o forma de onda de presión de dispersión, configurado para generar núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja a través de una dispersión de choque, y 3) Un retardo de tiempo específico entre los pulsos de iniciación y de dispersión.

Los parámetros clave para los pulsos son: El pulso de iniciación se debería configurar para producir al menos una burbuja en el tejido de interés. Esto se puede lograr con un pulso de iniciación de histotricia tradicional, como se ha descrito anteriormente, o con otras técnicas de ultrasonidos que pueden inducir la formación de burbujas en tejido debido a ebullición tal como la histotricia de HIFU o de ebullición. El pulso de dispersión debería tener una presión de pico a pico lo bastante alta para la formación por dispersión de choque de núcleos de cavitación. En algunas realizaciones, el retardo de tiempo entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 200 ps. En otra realización, el retardo de tiempo entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 40 ms. En otra realización, el retardo de tiempo entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 1 s.

En otra realización, la amplitud de presión y/o el número de ciclos usados en el pulso de iniciación se pueden aumentar o disminuir. Aumentar la amplitud de presión y/o el número de ciclos en el pulso de iniciación puede aumentar la probabilidad de crear cavitación en el tejido. Sin embargo, esto también podría aumentar, probablemente, la intensidad promediada en el tiempo y la dosis térmica suministrada al tejido y la extensión de la nube de burbujas. Disminuir la amplitud de presión y/o el número de ciclos del pulso de iniciación disminuirá la intensidad y la dosis térmica de la secuencia pero puede limitar la capacidad de la secuencia para generar y/o mantener la cavitación.

En otra realización, la amplitud de presión y/o el número de ciclos usados en el/los pulso(s) de dispersión se pueden aumentar o disminuir. Aumentar la amplitud de presión y/o el número de ciclos en el/los pulso(s) de dispersión puede aumentar la probabilidad de crear cavitación en el tejido. Sin embargo, esto también podría aumentar, probablemente, la intensidad promediada en el tiempo suministrada al tejido y la dosis térmica suministrada al tejido y la extensión de la nube de burbujas. Disminuir la amplitud de presión y/o el número de ciclos del/de los pulso(s) de dispersión disminuirá la intensidad y la dosis térmica de la secuencia pero puede limitar la capacidad de la secuencia para generar y/o mantener la cavitación.

La PRF de secuencia puede ser tan alta como 5000 Hz suponiendo que la intensidad promediada en el tiempo y la dosis térmica resultante se mantienen dentro de unos límites seguros. El intervalo preferido depende de los tejidos que se están tratando. Se recomienda un PRF superior para tejidos más densos y fibrosos, y se recomienda un PRF inferior para tejidos menos densos y para la preservación de tejidos más fibrosos y a menudo vitales. El tratamiento selectivo de tejidos con histotricia basándose en su rigidez puede ser una consideración de desempeño y de diseño probable para el desarrollo de secuencias.

En algunas realizaciones, se pueden aplicar unos pulsos de dispersión adicionales con una amplitud de presión y/o un número de ciclos inferiores (en comparación con la amplitud de presión y/o el número de ciclos de los pulsos de iniciación) con el fin de reducir la intensidad, y la dosis térmica, de la secuencia sin reducir la PRF de secuencia.

Las figuras 5a-5c ilustran tres realizaciones diferentes para secuencias de pulsos de iniciación y de dispersión de histotricia que se pueden usar para generar y mantener la cavitación en tejido durante un método de dispersión de choque de una terapia de histotricia. En la figura 5a, un pulso de iniciación 524a que comprende una forma de onda de presión configurada para formar al menos una burbuja en el tejido se puede transmitir a tejido. Después de que haya transcurrido un retardo de tiempo específico, un pulso de dispersión 526a se puede transmitir a tejido hacia y a la al menos una burbuja formada por el pulso de iniciación 524a. En algunas realizaciones, el retardo de tiempo específico entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 200 ps. En otra realización, el retardo de tiempo entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 40 ms. En otra realización, el retardo de tiempo entre estos pulsos puede variar entre 5 ps y 1 s. El pulso de dispersión 536a se puede volver una forma de onda de presión focal de choque a medida que se desplaza a través del tejido, y el al menos un semiciclo de presión positiva de choque del pulso de dispersión incide sobre la al menos una burbuja y es dispersado por la al menos una burbuja. El semiciclo de presión positiva de choque del pulso de dispersión invierte e interfiere constructivamente con el semiciclo de presión negativa de choque del pulso de dispersión para crear un semiciclo de presión negativa de gran amplitud transitorio que produce unos núcleos de cavitación adicionales por detrás de la al menos una burbuja generada por el pulso de iniciación. Estos pares de secuencia de pulsos de pulsos de iniciación y de dispersión se pueden repetir para lograr el efecto de ablación deseado en tejido a partir de la cavitación resultante, como se muestra en la figura 5a (los pares de pulsos 524b/526b, 524c/526c, 524d/526d, ... , 524n/526n). En esta realización, las amplitudes de pulso y/o el número de ciclos de los pulsos tanto de iniciación como de dispersión pueden ser iguales o aproximadamente iguales.

La figura 5b muestra otra realización, similar a la realización de la figura 5b, excepto por que las amplitudes de presión de los pulsos de dispersión 524a-524n son más pequeñas que la amplitud de presión de los pulsos de iniciación correspondientes. Debido al principio del choque, la onda positiva de pico se amplifica en relación con la onda negativa de pico y, por lo tanto, la amplitud de presión usada para crear los pulsos de dispersión se puede bajar mientras se sigue suministrando la presión negativa necesaria con la onda positiva reflejada e invertida. Esta realización es más eficiente que la realización de la figura 5a y suministra una dosis inferior de energía al tejido. En otra realización, sin embargo, la amplitud de presión de los pulsos de dispersión puede ser mayor que la amplitud de presión de los pulsos de iniciación correspondientes.

La figura 5c ilustra otra realización, que es una variación de la realización de las figuras 5a y 5b. En esta realización, el pulso de iniciación 524a va seguido de un pulso de dispersión 526a después de un retardo de tiempo específico, pero en lugar de seguir a este con otro par de pulsos de iniciación/dispersión como en la figura 5a, en su lugar el pulso de dispersión 526a va seguido de otro pulso de dispersión 526b después de un segundo retardo de tiempo. Se puede suministrar una pluralidad de pulsos de dispersión a tejido después del retardo de tiempo apropiado para mantener la eficacia de la nube de burbujas (por ejemplo, los pulsos 526c, 526d) para lograr el efecto de ablación deseado en tejido a partir de la cavitación resultante. Las amplitudes de presión del pulso de dispersión pueden ser menores que, iguales a, o mayores que la amplitud de presión del pulso de iniciación. En algunas realizaciones, el retardo de tiempo para formas de onda de presión de dispersión subsiguientes puede ser diferente del retardo de tiempo usado para la primera presión de dispersión. Por ejemplo, la primera forma de onda de presión de dispersión se puede suministrar dentro de 5 ps a 200 ps de la forma de onda de presión de iniciación, pero las formas de onda de presión de dispersión subsiguientes se pueden suministrar dentro de 5 ps a 200 ps, 5 ps a 40 ms o 5 ps a 1 s. Si es necesario reiniciar la cavitación en el tejido, la secuencia se puede reiniciar con otro par de pulsos de dispersión/iniciación, como se muestra mediante 524n/526n en la figura 5c. Esta realización también usa un pulso de dispersión de amplitud de presión inferior, como en la realización de la figura 5b, pero también usa menos pulsos de iniciación. El resultado de esta realización es la dosis más baja de energía suministrada a tejido entre las realizaciones de las figuras 5a-5c. Esta estrategia tiene el potencial de bajar la dosis de forma significativa (tanto como, por ejemplo, un 50 %), en comparación con las secuencias de histotricia tradicionales.

Reducción o eliminación de amplitud del pulso de iniciación una vez que se ha establecido la nube de burbujas:

El fin del par de iniciación/dispersión es generar cavitación en tejido con dispersión de choque. Una vez que se ha generado la nube de burbujas, y si no se mueve el foco, puede que ya no se necesite el pulso de iniciación para mantener la eficacia de la nube de burbujas. En este caso, el sistema se podría diseñar para crear, en primer lugar, una nube de burbujas con un par de iniciación/dispersión y seguir a este con pulsos de dispersión de amplitud de presión inferior (en relación con la amplitud de presión de los pulsos de iniciación) hasta que se mueve el foco. El proceso se repite en tal punto.

Diseño de software y de hardware de sistema que permitió el desarrollo de secuencias

Un generador y sistema de histotricia está configurado para generar formas de onda muy complejas con el fin de soportar las secuencias de pulsos de ultrasonidos descritas en el presente documento. En la figura 6 se muestra un diagrama de bloques simplificado del sistema 600. Los componentes principales del sistema son: el ordenador/controlador 602, el convertidor de USB a serie 604, el microcontrolador 606, la FPGA (matriz de puertas programares en campo) 608, el controlador y fuente de alimentación de alto voltaje 610, el amplificador 612 y el transductor de terapia 614.

Todos los controladores para el generador se pueden establecer usando software de "Herramienta de servicio de histotricia" que se puede ejecutar en el ordenador/controlador 602 (por ejemplo, un PC convencional) y se comunica con el generador a través de la comunicación en serie de USB 604.

El sistema 600 está configurado para recibir múltiples conjuntos de diferentes parámetros de accionamiento y poner los mismos en bucle, lo que da al usuario la capacidad de crear una amplia gama de secuencias personalizadas en donde todos los parámetros (PRF, amplitud de voltaje, número de ciclos, número de pulsos por conjunto, canales de elemento transductor habilitados, y retardos de tiempo) se pueden ajustar de forma diferente para cada pulso generado. Los retardos de tiempo entre pulsos pueden ser especificados por el PRF para un conjunto de parámetros o especificando cero como el número de ciclos por pulso.

Para una regulación de amplitud de voltaje global, el nivel de alto voltaje se cambia en consecuencia a través del microcontrolador 606 y el controlador de AV 610. Este método no se puede usar para cambios de amplitud de voltaje dinámicos entre dos pulsos, debido a que llevará demasiado tiempo que se descarguen todos los condensadores en la línea de AV. Para cambios de amplitud de voltaje dinámicos entre pulsos, se usa una PWM (modulación de anchura de pulsos) en la FPGA 608 en donde el ciclo de servicio del pulso se modula con el fin de producir el voltaje de pulso deseado y la amplitud de presión resultante.

Herramienta de servicio de histotricia

La Herramienta de servicio de histotricia es una aplicación que se puede ejecutar en cualquier PC y se usa para controlar el sistema. La Herramienta de servicio de histotricia puede iniciar/detener la terapia, ajustar y leer el nivel de alto voltaje, parámetros de terapia (PRF, número de ciclos, relación de servicio, canal habilitado y retardo, etc.), y ajustar y leer otros elementos relacionados con el servicio y el mantenimiento.

Convertidor de USB a serie

El convertidor de USB a serie 604 convierte una combinación de USB a serie con el fin de comunicarse con el microcontrolador 606.

Microcontrolador

El microcontrolador 606 se comunica con el ordenador/controlador 602 (Herramienta de servicio de histotricia) para ajustar/leer parámetros de trabajo, iniciar/detener la terapia, etc. Este puede usar memoria flash interna para almacenar todos los parámetros. El microcontrolador comunica a la FPGA 608 todos los parámetros de accionamiento que son necesarios para generar una pulsación compleja. Este también se comunica usando una comunicación serie con el controlador y fuente de alimentación de alto voltaje 610 en donde este puede ajustar/leer el nivel apropiado de voltaje de accionamiento.

FPGA

La FPGA 608 recibe la información a partir del microcontrolador 606 y genera la secuencia de pulsación compleja que se requiere para accionar el amplificador 612. La FPGA se puede ejecutar con un reloj de 100 MHz debido a que es crítico que la velocidad de pulsación se temporice en incrementos de 10 ns.

Controlador y fuente de alimentación de alto voltaje

El controlador y fuente de alimentación de alto voltaje 610 recibe las órdenes desde el microcontrolador 606 con respecto al nivel de voltaje de CC que es necesario suministrar a la circuitería de amplificador con el fin de tener un nivel de amplitud de voltaje adecuado en la salida del amplificador.

Amplificador

El amplificador 612 recibe pulsos generados por la FPGA y se alimenta con alto voltaje desde el controlador y fuente de alimentación de alto voltaje. Este genera pulsos de amplitud de alto voltaje que se alimentan al transductor de terapia 614 a través de los componentes de red de adaptación que adaptan apropiadamente la impedancia del transductor de terapia a la impedancia del amplificador. Es necesario usar un número grande de condensadores que pueden almacenar la energía suficiente para soportar la demanda de corriente de pico durante la generación de pulsos de amplitud de alto voltaje.

Las estructuras de datos y código descritos en esta descripción detallada se almacenan habitualmente en un medio de almacenamiento legible por ordenador, que puede ser cualquier dispositivo o medio que puede almacenar código y/o datos para su uso por un sistema informático. El medio de almacenamiento legible por ordenador incluye, pero sin limitación, memoria volátil, memoria no volátil, dispositivos de almacenamiento magnético y óptico tales como unidades de disco, cinta magnética, CD (discos compactos), DVD (discos versátiles digitales o discos de vídeo digital), u otros medios que pueden almacenar medios legibles por ordenador conocidos en la actualidad o desarrollados más adelante.

Los métodos y procesos descritos en la sección de descripción detallada se pueden materializar como código y/o datos, que se pueden almacenar en un medio de almacenamiento legible por ordenador como se ha descrito anteriormente. Cuando un sistema informático lee y ejecuta el código y/o los datos almacenados en el medio de almacenamiento legible por ordenador, el sistema informático realiza los métodos y procesos materializados como estructuras de datos y código y almacenados dentro del medio de almacenamiento legible por ordenador.

Adicionalmente, los métodos y procesos descritos anteriormente se pueden incluir en módulos de hardware. Por ejemplo, los módulos de hardware pueden incluir, pero sin limitación, chips de circuito integrado específico de la aplicación (ASIC), matrices de puertas programables en campo (FPGA) y otros dispositivos de lógica programable conocidos en la actualidad o desarrollados más adelante. Cuando se activan los módulos de hardware, los módulos de hardware realizan los métodos y procesos incluidos dentro de los módulos de hardware.

Los ejemplos e ilustraciones incluidos en el presente documento muestran, por medio de ilustración y no de limitación, realizaciones específicas en las que se puede poner en práctica la materia objeto. Como se ha mencionado, se pueden utilizar y obtener otras realizaciones a partir de las mismas, de tal modo que se pueden hacer sustituciones y cambios estructurales y lógicos sin apartarse del alcance de las reivindicaciones adjuntas. Se puede hacer referencia en el presente documento a tales realizaciones de la materia objeto inventiva, individual o colectivamente, mediante la expresión "invención" meramente por razones de conveniencia y sin tener por objeto limitar voluntariamente el alcance de la presente solicitud a invención o concepto inventivo individual alguno si, de hecho, se divulga más de uno.

Claims (5)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de terapia de ultrasonidos (600), que comprende:

un transductor de terapia de ultrasonidos (614); y

un generador de terapia de ultrasonidos acoplado al transductor de terapia de ultrasonidos;

en donde el generador de terapia de ultrasonidos está configurado para accionar el transductor de terapia de ultrasonidos para suministrar una forma de onda de presión de iniciación a tejido para producir al menos una burbuja en tejido, caracterizado por que el generador de terapia de ultrasonidos está configurado además para accionar el transductor de terapia de ultrasonidos para suministrar una primera forma de onda de presión de dispersión dentro de 5 ps a 200 ps de la forma de onda de presión de iniciación a la al menos una burbuja suministrando energía suficiente para producir núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja durante el ciclo de vida de la burbuja,

en donde la primera forma de onda de presión de dispersión está configurada para suministrar menos energía a tejido intermedio que la forma de onda de presión de iniciación.

2. El sistema de la reivindicación 1, en donde la primera forma de onda de presión de dispersión está configurada para volverse una forma de onda de presión focal de choque en el tejido que tiene un semiciclo de presión positiva de choque y un semiciclo de presión negativa de choque, estando configurado el semiciclo de presión positiva de choque para incidir sobre la al menos una burbuja y para dispersar, invertir e interferir constructivamente con el semiciclo de presión negativa de choque para formar una forma de onda de semiciclo de presión negativa, y para producir dichos núcleos de cavitación con un mecanismo de dispersión de choque entre la forma de onda de semiciclo de presión positiva y la al menos una burbuja.

3. El sistema de la reivindicación 1, en donde la amplitud de presión de una presión de pico a pico del primer pulso de dispersión es suficiente para producir núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja.

4. El sistema de la reivindicación 1, en donde el generador de terapia de ultrasonidos está configurado además para accionar el transductor de terapia de ultrasonidos (614) para suministrar al menos un pulso de dispersión adicional después de la primera forma de onda de presión de dispersión para producir núcleos de cavitación cerca de la al menos una burbuja.

5. El sistema de la reivindicación 1, en donde el generador de terapia de ultrasonidos comprende además:

un controlador (610) configurado para generar formas de onda complejas para iniciar las formas de onda de presión de iniciación y de dispersión;

una fuente de alimentación de alto voltaje acoplada al controlador;

un amplificador (612) configurado para recibir y amplificar las formas de onda complejas desde el controlador y fuente de alimentación de alto voltaje; y

una red de adaptación configurada para adaptar una impedancia del transductor de terapia de ultrasonidos (614) al amplificador.