MXPA96001754A - Imagenes por contraste de espectro ultrasonico - Google Patents
Imagenes por contraste de espectro ultrasonicoInfo
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Abstract
La presente invención se refiere a un método de formación ultrasónica de imágenes, de tiempo real, deórganos y de tejido mediante la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste, donde el método comprende proyectar un haz ultrasónico hacia una zona de tejido que se va a someter a formación de imagen;recibir el eco reflejado del tejido como una señal de respuesta de radiofrecuencia;procesar la señal de respuesta de radiofrecuencia en una señal de salida de video;almacenar la señal de salida en un convertidor por exploración de video;y explorar el tejido para producir una imagen de video de la región bajo investigación, donde el método estácaracterizado porque el procesamiento de la respuesta comprende las etapas de:a) seleccionar al menos dos frecuencias en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste;b) pasar la señal al menos a dos canales independientes, con bandas de paso sintonizadas en las frecuencias seleccionadas;y c) desmodular las señales de cada uno de los canales independientes y procesarlas en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido son reforzados de manera significativa en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo.
Description
IMÁGENES POR CONTRASTE DE ESPECTRO ULTRASÓNICO
CAMPO TÉCNICO La invención se relaciona con un método de formación de imágenes por ultrasonido, de órganos y tejidos, por medio de la detección de la retrodispersión del ultrasonido desde una región que contiene un agente de contraste, el método comprende proyectar un haz ultrasónico hacia una zona del tejido del que se va a formar la imagen; recibir el eco reflejado desde el tejido como una señal de respuesta de radiofrecuencia; procesar la respuesta de radiofrecuencia en una señal de salida de video; almacenar la señal de salida en un convertidor de exploración de video; y explorar el tejido para producir una imagen de video de la región bajo investigación. La invención también comprende un sistema para la formación ultrasónica de imágenes, de órganos o tejidos que contienen un agente de contraste, el sistema comprende una sonda ultrasónica para transmitir y recibir señales ultrasónicas; medios de procesamiento de la señal; medios para almacenar las señales procesadas y un elemento de visualización. También se describe el uso del sistema para la formación de imágenes de órganos y tejidos.
ANTECEDENTES DE LA TÉCNICA La amplia aceptación del ultrasonido como una técnica de diagnóstico barata, no invasiva, acoplada con el rápido
desarrollo de la electrónica y de la tecnología relacionada, han provocado numerosas mejoras al equipo de ultrasonido y a los circuitos de procesamiento de la señal ultrasónica. Los exploradores ultrasónicos diseñados para usos médicos, u otro tipo de usos, se han vuelto instrumentos más baratos, más fáciles de utilizar, más compactos, más sofisticados y más poderosos. Sin embargo, los cambios de impedancia acústica que se presentan dentro del tejido vivo son pequeños y la absorción de la energía ultrasónica por los diferentes tipos de tejido (vasos sanguíneos, órganos, etc.) son tales que las aplicaciones de diagnóstico no siempre siguen a los desarrollos técnicos. Esta situación cambió considerablemente con el desarrollo e introducción de agentes de contraste ultrasónico que se pueden administrar. La introducción de agentes de contraste, fabricados de suspensiones de microburbujas de gas o de microesferas, hacia los órganos que se van a investigar, ha demostrado que puede obtener mejores imágenes ultrasónicas de los órganos y del tejido circunvecino con el equipo estándar de ultrasonido. Por lo tanto, órganos como el hígado, el bazo, los ríñones, el corazón u otro tejido suave, se han vuelto más claramente visibles, lo cual abrió nuevas áreas de diagnóstico tanto para el ultrasonido en modo-B y Doppler, y ensanchó el uso del ultrasonido como una herramienta de diagnóstico. Desafortunadamente, hasta ahora, los agentes de contraste ultrasónico y las técnicas de ultrasonido, i.e., exploradores, circuitos electrónicos, transductores y otro
tipo de hardware, raramente han sido estudiados y desarrollados de manera conjunta. Los desarrollos casi independientes de estos segmentos, por otro lado relacionados, de la técnica, dio como resultado mejoras progresivas de los productos y sistemas respectivos; sin embargo, esto no ha dado oportunidad de avanzar en las sinergias ofrecidas por los estudios en los cuales se combinan las características electrónico/ultrasónicas del aparato y las propiedades físicas del agente de contraste. Unos pocos ejemplos aislados de este tipo de estudios reportaron mejoras para combinaciones específicas agentes/equipo, sin embargo, las soluciones reportadas son demasiado limitadas. Métodos más universales para producir una mayor resolución del tejido, mejor imagen y mayor versatilidad del ultrasonido como una técnica de diagnóstico serían bienvenidos y, a condición de que su implementación se mantenga relativamente sencilla, serían ampliamente aceptados. Por consiguiente, un gran número de documentos describen varios desarrollos en el campo de los aparatos médicos de ultrasonido y de formación de imágenes, como por ejemplo, US-A-4 , 803 , 993 ; US-A-4 , 803 , 994 ; US-A-4 ,881, 549 ; US-A-5,095,909; US-A-5 , 097 , 836 ; etc. Sin embargo, aunque estos documentos tratan sistemas y métodos de tiempo real, no toman en consideración las propiedades físicas del agente de contraste. De hecho, no se involucran en absoluto con el agente de contraste. Un intento hacia la formación ultrasónica de imágenes
mejorada se describe en O-A-93/12720 (Monaghan), que describe un método de formación de imágenes de una región del cuerpo, que se basa en sustraer las imágenes ultrasónicas obtenidas antes de la inyección de un agente de contraste de las imágenes de la misma región, obtenidas después de la administración del agente de contraste. Basados en este principio de sustracción de respuesta, el método efectúa la superposición de las imágenes obtenidas de la misma región antes y después de la administración del agente de contraste, proporcionando una imagen de la región perfundida por el agente de contraste, libre de la imagen, ruido o parásitos de fondo. En teoría, el método descrito es capaz de proporcionar una buena calidad de imágenes con un contraste reforzado. Sin embargo, en la práctica requiere mantener la misma posición de referencia, de la región que se somete a formación de imagen, durante un largo periodo de tiempo, i.e., que dure lo suficiente para permitir la inyección y perfusión del agente de contraste y mantener una enorme cantidad de datos. Por lo tanto, la implementación práctica del método es muy difícil, sino imposible. La dificultad se debe, en parte, a los movimientos corporales internos, inevitables, relacionados con la respiración, la digestión y los latidos cardiacos, y se debe, en parte, a los movimientos de la sonda de formación de imágenes por el operador del ultrasonido. La mayor parte de las sondas de formación de imágenes de tiempo real comunmente se sujetan a mano para la mejor percepción, retroalimentación y diagnóstico.
Interesantes propuestas para una formación de imágenes, mejorada, de tejido que contiene suspensiones de microburbujas como agente de contraste, han sido realizadas por Burns, P., Radiology 185 P (1992) 142 y Schrope, B. et al., Ultrasound in Med. & Biol. 19 (1993) 567. Ahí se sugiere que las frecuencias de los segundos armónicos generados por la oscilación no lineal de las microburbujas sean utilizados como parámetros Doppler de formación de la imagen. El método propuesto se basa en el hecho de que el tejido normal no muestra respuestas no lineales en la misma forma que las microburbujas y, por lo tanto, el método de los segundos armónicos permite un refuerzo del contraste entre el tejido con y sin agente de contraste. Aunque atractivo, el método tiene sus inconvenientes ya que su aplicación impone varios requerimientos estrictos. Primero, la excitación de la frecuencia fundamental de "burbuja-resonancia" debe lograrse por pulsos de banda realmente estrecha, i.e., ráfagas de tono, relativamente largas, de varios ciclos de radiofrecuencia. Mientras que este requerimiento es compatible con los circuitos y condiciones requeridas por el procesamiento Doppler, se vuelve inaplicable en el caso de la formación de imágenes en modo B, donde los pulsos de ultrasonido son de muy corta duración-, típicamente, una excitación de medio ciclo o de un ciclo. En este caso, la energía insuficiente se convierte de la frecuencia fundamental a su "segundo-armónico" y por consiguiente la modalidad de formación de imágenes en modo B
puede apenas utilizarse para este método de refuerzo del eco. Segundo, el segundo armónico generado es atenuado a medida que el eco ultrasónico se propaga en el tejido, de regreso hacia el transductor, a una velocidad según se determina por su frecuencia, i.e. a una velocidad significativamente mayor que la velocidad de atenuación de la frecuencia fundamental. Esta restricción es un inconveniente del método de "formación de imágenes armónico", el cual se limita, por consiguiente, a profundidades de propagación compatibles con la atenuación ultrasónica a la alta frecuencia del "segundo armónico". Además, con el fin de generar componentes de la señal de eco al doble de la frecuencia fundamental, la "formación de imágenes por armónicos" requiere de una oscilación no lineal del agente de contraste. Este comportamiento impone que el nivel de excitación ultrasónica exceda un cierto umbral acústico en el punto de formación de la imagen (i.e., a una cierta profundidad en el tejido). Durante la oscilación no lineal se efectúa una conversión de frecuencia haciendo que una parte particular de la energía acústica se convierta desde la frecuencia de excitación fundamental hasta su segundo armónico. Por otro lado, ese nivel no debería exceder el nivel de ráfaga de las microburbujas, en el cual se destruyen las microburbujas, y de aquí que- la formación de imágenes por armónicos falle debido a la destrucción del agente de contraste en el volumen de formación de la imagen. Las restricciones mencionadas anteriormente requieren que el instrumento de formación de
imágenes se ajuste de tal forma que asegure que el nivel de transmisión ascústica caiga dentro de una cierta banda de energía, lo suficientemente alta para generar componentes de segundo armónico; pero lo suficientemente baja para evitar la destrucción de microburbujas en unos pocos ciclos. Por consiguiente, en contraste con estos métodos de "antes" y "después", un método que trate las señales electrónicas que se originan de los ecos de tiempo real, obtenidos simultáneamente y durante las aplicaciones normales de tiempo real ("sin parar la máquina"), proporcionaría un gran avance hacia una mejor formación de imágenes y un uso más amplio del equipo de diagnóstico ultrasónico. Este método se basaría en un reforzamiento de las señales de los ecos recibidos desde las regiones sometidas a formación de imagen, por funciones de procesamiento de la señal, que están diseñadas para reforzar el contraste entre las regiones que contienen agentes de contraste de aquellas sin agente de constraste, en base a parámetros de frecuencia-respuesta, sería sencillo de utilizar e implementar en nuevos diseños instrumentales.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Resumiendo brevemente, la invención se relaciona con un método ultrasónico, de tiempo real, de formación de imágenes, de órganos y tejidos, por medio de la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste, por la proyección de un haz ultrasónico
hacia una zona del tejido que se va a someter a formación de imagen y de la recepción del eco como una señal (es) de respuesta de radiofrecuencia reflejada(s) por el tejido; desmodular la respuesta de radiofrecuencia en una señal de salida de video; almacenar la señal de salida en un convertidor por exploración, de video; explorar el tejido y repetir los pasos anteriores para producir una imagen de video de la región bajo investigación. La esencia del método se encuentra en la etapa de desmodulación, que comprende seleccionar al menos dos frecuencias en el intervalo entre aproximadamente el límite inferior del ancho de banda de 6 dB de la respuesta del agente de contraste y aproximadamente el límite superior del ancho de banda de 6 dB de la respuesta del tejido; pasar la señal al menos a dos canales independientes con bandas de paso sintonizadas en las frecuencias seleccionadas; y demodular las señales de cada uno de los canales independientes. Después de la desmodulación, las señales se procesan en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido se refuerzan de manera significativa, en comparación con los reflejados por el tejido mismo. Alternativamente, dependiendo de las características de respuesta del tejido y del agente de contraste, i.e., el valor de la frecuencia de resonancia del agente de contraste con respecto a la del tejido, las frecuencias preseleccionadas para los ajustes de los filtros de banda de paso del canal independiente pueden elegirse entre las frecuencias que se
encuentran en el intervalo entre aproximadamente el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y aproximadamente el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste. La invención también se relaciona con un sistema para la formación ultrasónica de imágenes, de órganos y tejidos, mediante la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste, el sistema comprende una sonda ultrasónica para transmitir y recibir señales ultrasónicas, medios de procesamiento de la señal, medios para almacenar las señales procesadas y un elemento de visualización, en el cual los medios de procesamiento de la señal comprenden medios para la separación de la señal en al menos dos canales independientes, con bandas de paso que pueden sintonizarse, de manera independiente, a al menos dos frecuencias que se encuentran en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y el borde superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste; al menos dos desmoduladores de radiofrecuencia, uno para- cada uno de los canales independientes; y medios para el procesamiento de las señales desmoduladas de los canales independientes como una sola salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido se refuerzan
de manera significativa, en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo. La separación en los canales independientes puede efectuarse usando filtros de banda de paso variables, convencionales, o analizadores de espectro, con diferentes algoritmos de procesamiento, e.g., la transformación rápida de Fourier, la transformación de Fourier de tiempo corto, la transformación de tren de ondas o la transformación de Chirrido-Z (Chirp-Z). También se describe un dispositivo, para el procesamiento de los ecos ultrasónicos reflejados del tejido que contiene el agente de contraste como señales de radiofrecuencia, que comprende al menos dos canales independientes con bandas de paso que pueden sintonizarse de manera independiente a frecuencias preseleccionadas (predeterminadas) y al menos dos desmoduladores de radiofrecuencia, uno para cada canal. Tres o cuatro canales independientes darían todavía mejores imágenes, sin embargo, la adición de canales incrementa la complejidad del sistema y la elección del número de canales será un compromiso entre la calidad de la imagen y complejidad del sistema. El uso del sistema para la formación ultrasónica de imágenes de tejidos u órganos de pacientes humanos y animales también -se describe.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La Figura 1 es un diagrama de la respuesta de
frecuencia pulso-eco de diferentes reflectores. La Figura 2 es un diagrama de bloques que ilustra la formación de imágenes por contraste, en modo-B, de frecuencia dual, en un arreglo lineal ecográfico, de acuerdo con la invención. La Figura 3 es una ilustración del procesamiento de formación de imágenes por contraste de multifrecuencias de la invención.
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN Los aspectos principales de la invención, establecidos en las reivindicaciones que la acompañan, se basan en el hallazgo inesperado de que se obtienen imágenes reforzadas de órganos y tejidos mediante la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste, por el método del tiempo real, en el cual los haces ultrasónicos proyectados hacia una zona del tejido que se va a someter a formación de imagen y los ecos reflejados por el tejido, recibidos y convertidos a señales de respuesta de radiofrecuencia, son procesados a través de al menos dos canales independientes, con bandas de paso sintonizadas a las frecuencias seleccionadas. Cada una de las bandas de paso se sintonizan a una frecuencia diferente, preseleccionada, que, dependiendo de la naturaleza del agente de contraste y del tejido que se somete a formación de imagen, se selecciona entre las frecuencias en el intervalo entre aproximadamente el límite
inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y aproximadamente el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido para el caso donde la frecuencia de resonancia del agente de contraste sea menor que la respuesta máxima del tejido. Sin embargo, cuando la frecuencia de resonancia del agente de contraste es mayor que la respuesta máxima del tejido, las frecuencias preseleccionadas se escogen entre las frecuencias que se encuentran entre aproximadamente el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y aproximadamente el límite superior del ancho de banda de 6 dB de la respuesta del agente de contraste. El ancho de banda de 6 dB se define como el intervalo de frecuencias donde la respuesta permanece mayor al 50% de la amplitud máxima. Las señales separadas como canales independientes se demodulan entonces y se procesan en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido se refuerzan de manera significativa, en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo, i.e., tejidos sin agente de contraste. La señal de salida se almacena entonces en un convertidor por exploración de video y el tejido se explora para producir una imagen de video de tiempo real de la región bajo investigación. La exploración para producir una imagen de video aquí tiene su significado convencional, i.e., que la energía ultrasónica se dirija de manera secuencial a lo largo de las líneas de exploración previamente definidas y las características que
dependen de la frecuencia de los ecos reflejados se reciban y se procesen una pluralidad de veces para cada línea de exploración. El proceso se repite entonces una pluralidad de veces para una pluralidad de líneas que forman cada imagen de video. Claramente, el método de tiempo real descrito es efectivo o aplicable solamente a los órganos o tejidos que contienen el agente de contraste, debido a que, en el contexto de esta invención, la formación de imágenes de órganos y de tejidos en ausencia del agente de contraste no proporciona ninguna ventaja sobre la formación ultrasónica de imágenes convencional. Se ha establecido que entre mayor sea el número de canales independientes mejor puede ser la imagen resultante. Por consiguiente, los sistemas que operan con al menos tres frecuencias preseleccionadas mostraron mejor resolución que los sistemas que operaron con solamente dos. Sin embargo, existen límites prácticos para incrementar el número de canales independientes utilizados. Incrementar el número más allá de cuatro, aunque resulta en una mejora posible adicional de la imagen, incrementa la complejidad del método y del sistema, incrementando el costo y complicando el procesamiento de la señal. El término "tejido mismo" o tejido sin agente de contraste, significa secciones del tejido inaccesibles al agente de contraste, i.e., tejido no perfundido por el agente
de contraste administrado al paciente. Durante su camino hacia el tejido, y de regreso, la onda ultrasónica proyectada hacia la región que se va a someter a formación de imagen, pasará a través de segmentos o secciones perfundidas con el agente de contraste y otros segmentos o secciones sin el agente de contraste. Esto no debería confundirse con la formación de imagen conocida del mismo órgano o tejido antes y después de la administración de un agente de contraste. Aquí, durante la formación de la imagen, el agente de contraste siempre se encuentra presente, pero se distinguen las zonas perfundidas y no perfundidas. Por respuesta del tejido, se indica la transferencia de energía, del viaje redondo, como una función de la frecuencia, incluyendo la excitación eléctrica, la transducción acústica, la propagación y la reflexión ultrasónica dentro del tejido, la transducción electroacústica y la amplificación de radiofrecuencia y el procesamiento, en general. El principio fundamental que subyace a la nueva formación de imágenes de la invención se basa en la explotación de los comportamientos que dependen de la frecuencia, de los agentes de contraste ultrasónicos. En esencia, estos principios de formación de imágenes se basan o explotan ciertas características físicas o "configuraciones" de las respuestas del agente de contraste, permitiendo un contraste incrementado con respecto al fondo del tejido. Se encontró que las características físicas de los agentes estudiados están ligadas
a su composición al grado que el concepto de configuraciones del agente de contraste se encuentra que es la analogía más cercana a las observaciones experimentales. El reforzamiento del contraste descrito es mucho mayor que lo que se determina a partir de la verificación directa de la amplitud del eco y su potencial es considerable. Una ventaja adicional de la invención viene del hecho de que los parámetros explotados, per se, no requieren ninguna no-linearidad, i.e., no requieren que el agente de contraste se comporte en forma no lineal, pues los algoritmos de procesamiento de la señal requeridos no son dependientes de la excitación del agente de contraste a niveles predeterminados. En lugar de ello, se puede operar en condiciones de respuesta lineal o no lineal. Es importante que las frecuencias se seleccionen de modo que la diferencia de la amplitud de los ecos reflejados del agente de contraste presente en el tejido y de los ecos reflejados por el tejido mismo, i.e., sin el agente de contraste, o su relación, sea máxima; esto se logra cuando las frecuencias se seleccionan de la manera que se explicó anteriormente. De manera conveniente, una de las frecuencias seleccionadas puede ser la frecuencia de resonancia del agente de contraste, mientras que la otra, o las otras, serán mayores o menores. La segunda frecuencia seleccionada será más alta para el caso en el cual la frecuencia de resonancia del agente de contraste sea menor que el máximo de la respuesta del tejido
y será exactamente lo opuesto en el caso en el cual la máxima respuesta del tejido sea menor que la frecuencia de resonancia del agente de contraste. Experimentos con agentes de contraste con diferentes frecuencias de resonancia ecográficas han mostrado que en la mayoría de los casos la frecuencia de resonancia del agente de contraste es menor que el máximo de la respuesta del tejido; sin embargo, también son posibles los casos en los cuales esto es lo opuesto. En cualquier caso, ya sea que uno trate con el primero o segundo casos, las señales electrónicas que corresponden con los ecos recibidos son pasadas a través de canales independientes, después de lo cual se demodulan. Las señales' de canal independiente, demoduladas, se procesan entonces en una sola señal de salida, de una forma conveniente, e.g., por división, sustracción, adición o una combinación de los mismos. Típicamente, el procesamiento se efectúa de modo que los algoritmos de procesamiento proporcionen una diferencia máxima de la amplitud de la señal que resulta de los ecos reflejados del agente de contraste presente en el tejido y de los ecos reflejados por el tejido sin agente de contraste. A modo de ilustración, la señal de salida sollt' en respuesta a los componentes espectrales de entrada S(f1), S(f2), S(f,), etc., puede procesarse como una señal proporcional a uno de los siguientes algoritmos:
Sout = S(fl> " s<f2 ' Sout = (S(fl> ~ S(f2))/S(fl),
out (s(f1)-s(f2))/s(f2)
out 2(S(f1)-S(f2))/(S(f1)+S(f2)),
out ((S(f1)-S(f2))/2-S(f3))/((S(f1)+S(f2))/2),
out ((S(f1)-S(f2))/2-S(f3))/S(f3),
out s(f1)/s(f2),
out InS(f1)-InS(f2) ,
o cualesquiera combinaciones de los anteriores. En todos los casos, pueden aplicarse las siguientes opciones;
a) Si S . ¿. 0, entonces S se ajusta a cero. b) Si Sout. 0, entonces S?out. se reemplaza con |'Sout.1 c) La señal de salida S puede sustituirse con su logaritmo natural o por cualesquier otra función no lineal. d) Cualquier permutación de las componentes S(f, ), S(f2), S(f3) es posible. e) Cualquier componente S(f) puede reemplazarse por 2 su cuadrado S (f). f) Cualquier componente S(f) puede reemplazarse por
>u valor promedio rms en una banda de paso D- alrededor de
g) Cualesquiera otra opciones de procesamiento que tiendan "a favorecer la respuesta alrededor de una frecuencia f, en comparación con la respuesta a otras frecuencias.
También debe mencionarse que la elección de los
valores de las frecuencias seleccionadas o predeterminadas, utilizadas para los ajustes de los canales independientes, que pueden ser filtros de banda de paso variables, convencionales, o sus equivalentes, tales como analizadores de espectro, que aplican la transformación rápida de Fourier, pueden considerarse como una función del tiempo de llegada de los ecos reflejados. Esto significa que, debido a que la respuesta ultrasónica del órgano o tejido específicos, que se somenten a formación de imagen, depende de la profundidad que alcanza dentro del cuerpo, la calidad de la imagen dependerá de la elección de las frecuencias utilizadas. Por consiguiente, para los tejidos y órganos profundos se obtienen mejores imágenes con frecuencias menores, mientras que los órganos o tejidos más cerca del transductor se someten a formación de imagen de una mejor forma con frecuencias de referencia ajustadas hacia las frecuencias más altas. En otro aspecto, la invención consiste de un sistema para la formación ultrasónica de imágenes de órganos y tejidos por medio de la detección de la retrodispersión ultrasónica de una- región que contiene un agente de contraste, el sistema comprende un transductor ultrasónico y circuitos electrónicos para transmitir y recibir las señales ultrasónicas, medios de procesamiento de la señal, medios para almacenar las señales procesadas y un elemento de visualización, en el cual los medios del procesamiento de la señal comprenden los medios para separar la señal en al menos dos canales independientes, con
bandas de paso que pueden sintonizarse de manera independiente al menos a dos frecuencias en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior de la banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o entre el límite inferior de la banda de 6 dB de la respuesta del tejido y el limite superior de la banda de 6 dB de la respuesta del agente de contraste; al menos dos demoduladores de radiofrecuencia, uno para cada uno de los canales independientes; y medios para el procesamiento de las señales demoduladas, de los canales independientes, en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido se refuerzan de manera significativa, en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo. Los elementos para la separación de la señal en canales independientes pueden ser filtros de banda de paso variables, convencionales. Como ya se indicó, los sistemas con tres canales independientes funcionarán mejor que aquellos con sólo dos; y aquellos con cuatro, mejor que aquellos con tres; sin embargo, el número exacto de canales independientes utilizados se determinará considerando la relación complejidad-a-beneficio. De acuerdo con las modalidades alternativas de la invención, en lugar de los filtros de banda de paso, el sistema puede tener analizadores espectrales que entonces son operados virtualmente en la misma forma, i.e., usando las frecuencias predeterminadas, tal como se describió anteriormente, sin
importar si los valores seleccionados son funciones del tiempo de llegada de los ecos reflejados, o no. Los analizadores espectrales pueden procesar las señales utilizando la transformación rápida de Fourier, la transformación de Chirrido Z, la transformación de tiempo corto de Fourier o la transformación de tren de ondas. La selección de una de entre estas técnicas de procesamiento u otras, tales como el procesamiento por división del espectro, está guiado por los requerimientos impuestos por el ambiente de formación de la imagen (relación señal a ruido, interferencia acústica, resolución axial requerida, etc.). Por ejemplo, las aplicaciones de las transformadas de tren de ondas, o de procesamiento por división del espectro, para la detección ultrasónica de las fisuras en los materiales sólidos, ha demostrado sus beneficios potenciales. En los casos difíciles, donde los ecos de interés son similares o menores en amplitud que la interferencia de fondo (e.g., Xin, J. et al., N.M. , 1992 IEEE Ultrasonics Symposium) . Los analizadores espectrales pueden además incluir un detector de cero cruce o un estimador de autocorrelación. Las frecuencias predeterminadas son frecuencias diferentes, seleccionadas entre las frecuencias que se encontraron entre alrededor (abarcando) del límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y alrededor (abarcando) del límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o se seleccionan entre las frecuencias
que se encuentran entre y alrededor (abarcando) del límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y alrededor del límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste. Como ya se mencionó, el intervalo exacto dependerá de las dos posibles situaciones diferentes explicadas aquí. Opcionalmente, el sistema puede además incluir amplificadores no lineales conectados con los demoduladores y colocados entre los demoduladores y al menos un amplificador analógico de sustracción/división. Sin embargo, siempre comprenderá elementos para procesar las señales demoduladas de cada uno de los canales independientes como una sola señal de salida, de forma que los ecos reflejados por el agente de contraste, presente en el tejido, se refuercen de manera importante en comparación con aquellos reflejados por el tejido sin agente de contraste. El elemento de procesamiento incluye al menos un amplificador analógico de sustracción/división para el procesamiento de la señal de salida usando uno o más de los algoritmos ejemplificados anteriormente. Como ya se mencionó, sin embargo, el sistema no está limitado al uso de cualesquiera de estos algoritmos, pues se dan a modo de ejemplo. El sistema de la invención puede incluir un convertidor por exploración de video, analógico o digital, preferiblemente cualquier procesamiento de la señal se efectúa por circuitos electrónicos digitales, operando sobre los datos que se obtienen por medio de la Conversión Analógica-a-Digital
de las señales de eco del ultrasonido. El procesamiento por multifrecuencias puede utilizarse para codificar la amplitud de la señal de salida por diferentes colores de video, los cuales entonces se superponen sobre una imagen de video de escala de grises, convencional, obtenida por el procesamiento usual aplicado en la formación de imágenes en modo B. Los beneficios del método y del sistema descritos pueden igualmente explotarse en los sistemas en los cuales los canales de la señal son parte de un receptor de un sistema ultrasónico Doppler de pulsos, que puede además incorporar una señal de salida de video espectral que representa un espectro de distribución de la velocidad y/o una señal de salida audible, que es preferiblemente un altavoz, pero también puede ser cualquier dispositivo reproductor de sonidos, conveniente. Pueden incorporarse diversas opciones útiles en el sistema ultrasónico Doppler de pulsos, tales como un mapa bidimensional de distribución de velocidades que puede además codificarse por colores o puede incorporar un mapa bidimensional de la amplitud del eco o energía derivada de las componentes Doppler del eco, desde objetivos móviles, opcionalmente a umbrales predeterminados para velocidades inferiores o superiores a un valor dado. - Finalmente, los sistemas donde se utilizan el análisis de la transformada espectral de Fourier, de chirrido Z o de tren de ondas de los ecos de retorno, pueden operarse aplicando el análisis espectral dentro de una ventana de
tiempo, que se puede deslizar, de los ecos de retorno. Un aspecto más de la invención consiste en un aparato ultrasónico que comprende una sonda ultrasónica para transmitir y recibir señales ultrasónicas, elementos de procesamiento de la señal, filtros y elementos para almacenar las señales procesadas y un elemento de visualización en el cual los elementos de procesamiento de la señal comprenden el dispositivo o dispositivos para procesar los ecos ultrasónicos descritos anteriormente. El aparato ultrasónico de la invención es útil para la formación de imágenes de tejidos u órganos de pacientes humanos y animales y es particularmente adecuado para la formación de imágenes del sistema cardiovascular. Con el fin de ilustrar adicionalmente el método de formación de imágenes descrito, es útil examinar la respuesta de energía acústica esperada de varios dispersores, después de su propagación en el cuerpo humano. La Figura 1 ilustra las respuestas de frecuencia típicas de un sistema pulso-eco: la respuesta de transmisión-recepción del tejido, incluyendo la respuesta del transductor electroacústico, así como la atenuación diferecial en los tejidos, como una función de la frecuencia y la respuesta transmisión-recepción de un agente de contraste que contiene microburbujas de un solo tamaño. En el presente- ejemplo, f es la frecuencia de resonancia de las microburbujas que se encuentran en el agente de contraste y f , f_, son componentes de la frecuencia, elegidas de manera adecuada a valores diferentes del valor de f . Cuando la
a plitud de excitación es tal que se presenta oscilación no lineal, la energía también es retrodispersada a la frecuencia del segundo armónico, o 2f . En la Figura 1, es importante entender que las curvas mostradas son típicas del eco de los agentes de contraste y de los tejidos por sí mismas. En otras palabras, estas curvas representan las respuestas de estos reflectores ultrasónicos respectivos en una situación de formación de imágenes real in vivo, las señales del eco son una superposición de las respuestas de los diversos objetivos o reflectores interceptados por el haz ultrasónico. Por consiguiente, el espectro de las señales de eco correspondientes también es una superposición de los espectros de los ecos acústicos de los reflectores individuales. Cuando las señales son recibidas y procesadas usando algoritmos, tales como s0ut=S^ fr^S f1^ ' S=S( f^Í/Síf2) , S=(S(f1)-S(f2) )/S( f2)., o cualquier otro de los algoritmos ya mencionados, las señales de eco, diferentes a las del agente de contraste, obviamente producen valores de amplitud a niveles muy reducidos, comparados con aquellos del agente de contraste. La razón se debe a la elección de las frecuencias f, y f„, que son tales que, por ejemplo, la relación de la amplitud de la respuesta del tejido a f,, dividida por la amplitud de la respuesta del tejido a f2 (i.e., T( f, )/T( f„ ) ) , es mucho menor que la relación de la amplitud de la respuesta del agente de constraste a f, dividida por la amplitud de la respuesta del tejido a f2 (i.e. A( f1 )/A( f2 ) ) .
Este tipo de procesamiento de la señal puede aplicarse básicamente a muchas modalidades de la formación de imágenes de los instrumentos ecográficos estándar, tales co o: exploración mecánica en modo B; exploración electrónica por arreglo lineal o arreglo de fase; formación de imagen Doppler en Color, donde la imagen se codifica por las velocidades relativas del dispersor; o formación de imágenes Doppler Energía Color, donde el color de la imagen se codifica por la amplitud del eco sólo, seguido por la detección por el circuito Doppler que elimina todos los ecos de los objetivos estacionarios. En la práctica, la presente invención requiere que las componentes de frecuencia se extraigan de señales en bruto del eco de radiofrecuencia; esto puede efectuarse ya sea por medios de software (conjunto de programas)o hardware (equipo físico) en una variedad de confifiguraciones, todas básicamente relevantes al alcanca de esta invención. En la siguiente descripción se describe una modalidad de hardware que recurre a un amplificador de doble canal, equipado con filtros de banda de paso analógicos para extraer las componentes del eco a f. y f_, luego computar una relación de las señales demoduladas para generar una imagen de video sobre el convertidor por exploración. Una alternativa en un circuito digital sería implementar un algoritmo de transformada rápida de Fourier, transformada de Chirrido Z o transformada de tren de ondas en muestras digitalizadas de las ondas del eco.
En la forma analógica, la formación de imágenes en contraste en modo B, multifrecuencias, típica, en un ecográfo de arreglo lineal de la invención, se esquematiza en la Figura
2. El ecógrafo incluye al menos los siguientes componentes: Circuitos de Cronometrado 1, el Control de Tiempo de Ganancia
2, el Circuito de Acoplamiento y Transmisión de Radiofrecuencia
3, el Circuito de Transmisión de Pulsos 4, el Multiplexor del elemento Tx/Rx-( transmisión/recepción) 5, el transductor de Ultrasonidos 6, el Circuito de Acoplamiento y Recepción de Radiofrecuencia 7, el Amplificador Receptor con la Función del Tiempo de Ganancia 8, el Filtro de Banda de paso ajustado a la Frecuencia f, -9, el Filtro de Banda de paso ajustado a la Frecuencia f- -9', el Demodulador de Radiofrecuencia y el Amplificador no Lineal (canal 1) -10, el Demodulador de Radiofrecuencia y el Amplificador no lineal (canal 2) -10', el Amplificador analógico de Sustracción/División 11, el Convertidor por Exploración de Video 12 y el Monitor de video 13. Durante la operación, los circuitos de cronometraje típicamente definen una frecuencia de repetición de pulsos requerida para construir una imagen ecográfica bidimensional, basados en la exploración secuencial de la región que se va a someter "a formación de imagen. Para cada pulso de excitación sucesivo, los circuitos de cronometraje también definen el origen del tiempo de una función tiempo dependiente usada para proporcionar ganancia de amplificación variable a las señales
de eco que se originan de profundidades cada vez mayores de formación de la imagen. Esta función es realizada por la unidad llamada "Control de Tiempo de Ganancia", cuya señal de salida puede ser un voltaje variable aplicado al control de ganancia de un Amplificador Receptor con ganancia ajustable. Los circuitos de cronometraje también definen el Fasamiento de Transmisión requerido para la excitación secuencial adecuada de los elementos individudales de un transductor de arreglo lineal, para proporcionar el enfoque y dirección del haz, que puede tomar la forma de una ráfaga de señales de disparo sucesivas que se van a aplicar a un circuito de excitación eléctrica multicanal ("Circuito de Transmisión del Pulso"). Los circuitos de cronometraje también proporcionan las señales necesarias para conectar grupos predefinidos de elementos de arreglo con el Circuito de Transmisión del Pulso por medio de transmisiones proporcionadas por el multiplexor de elemento transmisor-receptor. El enfoque y la dirección del haz ultrasónico recibido se logra por el Circuito de Fasamiento Receptor de Radiofrecuencia, cuyos ajustes de fase y de retardo también son controlados por los Circuitos de Cronometraje. Las señales de salida de este Circuito de Fasamiento Receptor son dirigidas entonces hacia el Amplificador con el Control de Tiempo de Ganancia mencionado anteriormente. Es la salida de este amplificador lo que se alimenta como una entrada común a los canales de procesamiento múltiple, descritos previamente, para la separación de las componentes de frecuencia en los ecos
de retorno. El ejemplo de la Figura 2 implementa la separación de frecuencia alimentando las señales de eco a través de diferentes Filtros de Banda de paso, seguido por la Demodulación de Radiofrecuencia y Amplificación no lineal, como es lo común en los elementos ecográficos convencionales. Las señales de salida individuales de los canales de procesamiento múltiple entonces se envían como señales de entrada al Amplificador Analógico de Sustracción/División, diseñado para implementar los diversos algoritmos de procesamiento descritos previamente, recurriendo a funcionalidades bien conocidas de los circuitos electrónicos. La salida de ese amplificador es entonces alimentada a la entrada del Convertidor por Exploración de Video ajustado para cada pulso secuencial, para escribir los datos de llegada en un patrón correspondiente a la dirección y posicionamiento del haz seleccionado. Por consiguiente, repitiendo la secuencia anterior, a la velocidad de repetición especificada modificando, cada vez la dirección y/o enfoque del haz para obtener ecos de posiciones sucesivas en los órganos y tejido, la señal de salida del Convertidor por Exploración renueva la imagen bidimensional mientras se visualiza en el Monitor de Video en tiempo real, i.e., a una velocidad entre unas pocas imágenes por segundo hasta cientos de imágenes por segundo, suficiente para reproducir la percepción de movimiento por el operador del instrumento. En el proceso descrito anteriormente, las regiones de las imágenes ecográficas que corresponden con regiones que contienen agente
de contraste aparecen con un contraste que es reforzado enormemente en comparación con las imágenes obtenidas con instrumentos convencionales en condiciones similares de formación de la imagen. La imagen ecográfica que resulta del procesamiento de la señal de la invención está compuesta por elementos de imagen (pixeles) del agente de contraste con intensidad mucho mayor a la que surge de los ecos de tejidos típicos, debido a que sólo el agente de contraste tiene una configuración de respuesta de frecuencia de modo que sus señales de eco son reforzadas por el procesamiento de sustracción/división. Típicamente, el efecto sobre la imagen en modo B se ilustra en la Figura 3. Imágenes simuladas, para la formación de imágenes estándar en modo B, y la formación de imágenes de la invención en presencia del agente de contraste, ilustran el efecto que puede lograrse utilizando el método de la invención. En la ilustración, la imagen de referencia de doble frecuencia, en modo B, significa que sólo dos frecuencias seleccionadas fueron consideradas. Como ya se indicó, un procesamiento similar puede aplicarse al procesamiento Doppler del canal para mejorar el refuerzo' e contraste en los casos de la formación de imágenes Doppler, bidimensional, ya sea con codificación velocidad-color o codificación energía-color. El método descrito de formación de imágenes explota la respuesta de frecuencia del agente de contraste en un modo de retrodispersión lineal, que es una función típica que
difiere de manera importante de la respuesta de frecuencia del tejido. En el contexto de esta descripción, el término "formación de la imagen" se utiliza de manera indiscriminada en el contexto de la formación ultrasónica de imágenes en modo B (la intensidad del pixel depende de la intensidad del eco, independientemente del movimiento), en el procesamiento Doppler Energía-Color (el color o intensidad del pixel dependen de la intensidad del eco para los objetivos con una velocidad relativa por arriba o por debajo de un cierto umbral), o el procesamiento Doppler del Color (la coloración del pixel como una función de la velocidad relativa del objetivo). Esta invención es aplicable a todos los sistemas para detección de perfusión del tejido usando un agente de contraste ultrasónico, y a los circuitos electrónicos que se encuentran en los instrumentos ecográficos de formación de imágenes, tales como los utilizados para diagnóstico médico. Su implementación requiere de la inyección de agentes específicos de contraste en el cuerpo o, más generalmente, en la región que se somete a formación de la imagen. Se hace constar que, con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el convencional para la manufactura de los objetos a que la misma se refiere. Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes.
Claims (32)
1. Un método de formación ultrasónica de imágenes, de tiempo real, de órganos y de tejido mediante la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste, donde el método comprende proyectar un haz ultrasónico hacia una zona de tejido que se va a someter a formación de imagen; recibir el eco reflejado del tejido como una señal de respuesta de radiofrecuencia; procesar la señal de respuesta de radiofrecuencia en una señal de salida de video; almacenar la señal de salida en un convertidor por exploración de video; y explorar el' tejido para producir una imagen de video de la región bajo investigación, donde el método está caracterizado porque el procesamiento de la respuesta comprende las etapas de: a) seleccionar al menos dos frecuencias en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste; - b) pasar la señal al menos a dos canales independientes, con bandas de paso sintonizadas en las frecuencias seleccionadas; y c) desmodular las señales de cada uno de los canales independientes y procesarlas en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido son reforzados de manera significativa en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo.
2. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque las frecuencias se seleccionan entre las frecuencias en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido.
3. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque las frecuencias se seleccionan entre las frecuencias en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y aproximadamente el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste.
4. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque las frecuencias se seleccionan de modo que la diferencia de la amplitud de los ecos reflejados del agente de contraste presente en el tejido y de los ecos reflejados por el tejido sin el agente de contraste, o su relación, es máxima.
5. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque se seleccionan al menos tres frecuencias y la señal se hace pasar a través de al menos tres canales independientes .
6. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque una de las frecuencias seleccionadas es la frecuencia de resonancia del agente de contraste.
7. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque los valores de las frecuencias seleccionadas son función del tiempo de llegada de los ecos reflejados.
8. El método, de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque las señales demoduladas del canal son procesadas por división, sustracción, adición o una combinación de los mismos.
9. Un sistema para la formación ultrasónica de imágenes de órganos y tejidos mediante la detección de la retrodispersión ultrasónica de una región que contiene un agente de contraste; el sistema comprende un transductor ultrasónico y circuitos electrónicos para transmitir y recibir señales ultrasónicas, medios para el procesamiento de las señal, medios para almacenar las señales procesadas, y un elemento de visualización, donde el sistema para la formación ultrasónica de imágenes de órganos y tejidos está caracterizado porque los medios de procesamiento de la señal comprenden: a) medios para separar la señal en al menos dos canales independientes, con bandas de paso que pueden sintonizarse de manera independiente a al menos dos frecuencias preseleccionadas , que se seleccionan en el intervalo entre el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, o entre el límite inferior 1 ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste; b) al menos dos demoduladores de radiofrecuencia, uno para cada uno de los canales independientes; y c) los medios para el procesamiento de las señales, demoduladas de los canales independientes, en una sola señal de salida, donde los ecos reflejados por el agente de contraste presente en el tejido se refuerzan de manera significativa, en comparación con aquellos reflejados por el tejido mismo.
10. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la señal se separa en al menos tres canales "independientes.
11. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque los elementos para separar las señales son filtros de banda de paso variables o un analizador de espectro.
12. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque las frecuencias preseleccionadas son frecuencias diferentes seleccionadas de entre las frecuencias que se encuentran entre y abarcando el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido.
13. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque las frecuencias preseleccionadas son frecuencias diferentes seleccionadas entre las frecuencias que se encuentran entre y abarcando el límite inferior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del tejido, y el límite superior del ancho de banda de 6 dB, de la respuesta del agente de contraste.
14. El sistema, de conformidad con la reivindicación 12 o 13, caracterizado porque las frecuencias preseleccionadas son funciones del tiempo de llegada de los ecos reflejados.
15. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque el sistema además comprende un amplificador de recepción con una función de tiempo ganancia conectada a los elementos de separación de la señal y/o amplificadores no lineales conectados a los desmcduladores.
16. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque los medios de procesamiento incluyen al menos un amplificador análogo de sustracción/división para el procesamiento de la señal de salida.
17. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque el sistema incluye un convertidor por exploración de video.
18. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9 u 11, caracterizado porque cualquier procesamiento de la señal se efectúa mediante circuitos electrónicos digitales que operan sobre los datos obtenidos por la Conversión Analógica-a-Digital de las señales del eco ultrasónico.
19. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el procesamiento por multifrecuencias se utiliza para codificar la amplitud de la señal de salida por diferentes colores de video que se van a superponer sobre una imagen de video convencional en escala de grises, obtenida por el procesamiento usual aplicado en la formación de imágenes en modo B.
20. El sistema, de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque los canales de la señal son parte de un receptor de un sistema ultrasónico Doppler por pulsos.
21. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler por pulsos incorpora una señal audible emitida por medio de un altoparlante.
22. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler por pulsos incorpora una señal de salida de video espectral que representa un espectro de distribución de velocidades.
23. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler por pulsos incorpora un mapa bidimensional de la distribución de velocidades.
24. El sistema, de conformidad con la reivindicación 23, caracterizado porque el mapa bidimensional de distribución de velocidad está codificado por color.
25. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler, por pulsos, incorpora un mapa bidimensional de la amplitud del eco o energía derivada de las componentes del eco Doppler de objetivos móviles.
26. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler por pulsos incorpora un mapa bidimensional de las componentes Doppler del eco, de objetivos que se mueven con una velocidad inferior a un umbral predeterminado.
27. El sistema, de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el sistema ultrasónico Doppler por pulsos o incorpora un mapa bidimensional de las componentes de eco Doppler de objetivos que se mueven con una velocidad superior a un umbral predeterminado.
28. El sistema, de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque el análisis de la transformada espectral de Fourier, de Chirrido Z o de tren de ondas, de los ecos de retorno, se aplica dentro de una ventana, que se desliza con el tiempo sobre los ecos de retorno.
29. Un dispositivo para el procesamiento de los ecos ultrasónicos, reflejados del tejido, que contiene agente de contraste, como señales de radiofrecuencia por el método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende elementos para la separación de la señal en al menos dos canales independientes, con bandas de paso que pueden sintonizarse de manera independiente hasta una frecuencia predeterminada, y al menos dos demoduladores de radiofrecuencia, uno para cada canal.
30. El dispositivo, de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque comprende los elementos para separar la señal en al menos tres canales independientes.
31. El uso del sistema ultrasónico, de conformidad con las reivindicaciones 9 a 28 para formar imágenes de tejido o de órganos de pacientes humanos y animales.
32. El uso del sistema ultrasónico, de conformidad con las reivindicaciones 9 a 28 para la formación de imágenes del sistema cardiovascular.
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