WO2021014040A1 - Procedimiento de obtención de propiedades elásticas de un sólido blando que hace uso de vórtices acústicos - Google Patents

Procedimiento de obtención de propiedades elásticas de un sólido blando que hace uso de vórtices acústicos Download PDF

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Noé JIMÉNEZ GONZÁLEZ
José María BENLLOCH BAVIERA
Francisco CAMARENA FEMENÍA
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Universitat Politècnica De València
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Definitions

  • the object of the present invention is a method for obtaining elastic properties of a soft solid by means of quasi-omnidirectional transverse waves generated by a focused vortex ultrasonic beam.
  • Elastographic imaging is a medical imaging modality that allows evaluation of the elastic properties of soft tissues. These allow detecting changes in the stiffness of tissues associated with underlying pathologies.
  • Elastographic methods propose the estimation of the elastic properties of tissues by measuring the deformations that occur when a certain external mechanical stress is applied to them.
  • the tissue is compressed externally in a manner analogous to palpation, or by applying an oscillatory compression externally on the tissue.
  • Ultrasonic imaging, 13 (2), 11-134 (1991) employ mechanical compression to take two ultrasound images in B-scan mode. The first is taken as a reference and the second is obtained after applying mechanical compression using the same ultrasound probe. Using cross-correlation techniques, an image of the deformations produced is obtained that provide an image of the elasticity of the medium.
  • a second generation of methods are those that use the acoustic radiation force produced by a focused ultrasound beam as a mechanism to generate the stress field, where the momentum transfer from the wave to the tissue is due to absorption and reflection on the areas not homogeneous of it.
  • a primary ultrasound beam is used to produce a tissue deformation
  • a secondary ultrasound beam in echo-pulse mode is used to acquire a set of successive images in B-scan mode.
  • the deformations produced inside the tissue can be detected. Commonly, such offsets are a few microns in width. In this way, the elastic parameters of the fabric can be calculated by measuring the deformations produced in the fabric when the applied radiation force is known.
  • ARFI Acoustic Radiation Forcé impulse imaging
  • HMi Harmonio Motion Imaging
  • shear waves that are generated after the transient application of the primary ultrasonic beam. Since shear waves propagate through human tissues with a slow speed (around 1-10 m / s), the deformations produced by them can be measured by a secondary ultrasound beam.
  • Shear Wave Elasiography Imaging from the document Shear wave elasticity imaging: a new uitrasonic technoiogy of medical diagnostica by Sarvazyan, AP, Rudenko, OV, Swanson, SD, Fowlkes, JB, & Emelianov, SY Uitrasound in medicine & biology, 24 (9), 1419-1435 (1998), which shows a technique to determine the elastic properties of a tissue based on the use of acoustic radiation force to excite it.As in previous techniques, the force of Acoustic radiation is exerted in the axial direction, but in this case a spatial excitation pattern is defined, that is, the tissue is excited at different points.
  • SWEI Shear Wave Elasiography Imaging
  • Supersonic shear imaging listed in Supersonic Shear Imaging: A New Technique for Soft Tissue Elasticity Mappin by Jéremy Bercoff, Mickáel Tanter, and Mathias Fink; ieee transactions on ultrasonica, ferroelectr ⁇ cs, and ⁇ requency control, vol. 51, no. 4, April 2004.
  • This paper proposes a new technique to generate transverse waves in biological tissue.
  • the technique consists of using the radiation force exerted by an ultrasonic beam that is focused on different points of the tissue at a speed greater than the propagation speed of the transverse waves that are generated in the tissue. This generates a Match cone with transverse waves of greater amplitude, due to the constructive interference in the wave fronts that is generated.
  • the transverse waves are generated in the direction perpendicular to the primary ultrasound beam. In this way, the area on the axis of the primary beam remains unscanned since shear waves are not generated in that direction. Since in these techniques a focused ultrasound beam is used that only carries linear momentum, the stresses produced only occur in the direction of the axial beam.
  • spiral-shaped gratings such as those described in Sharp acoustic vortex focusing by Fresnel-spiral zone piales.
  • De Jiménez, N Romero-Garc ⁇ a, V., Garc ⁇ a-Raffi, L. M, Camarena, F., & Staliunas, K. Applied Physics Letters, 112 (20), 204101. (2016).
  • the radiation force applied in all currently existing elastographic techniques has the direction of the excitation beam generated, so the radiation pattern of the transverse waves is limited, the frequency of the excitation cannot be defined and the amplitude of the transverse waves generated is small.
  • the present invention provides an improvement over previous methods, as it broadens the radiation pattern of the shear waves generated, allows to define the excitation frequency of the shear waves and increases the amplitude of the shear waves generated.
  • the invention is based on the use of a vortex ultrasonic beam that produces a field of torsional stresses, which generates a transverse wave front inside a soft solid, and which serves to determine a series of elastic properties of said a soft solid, which is preferably a tissue, such as that of the liver or prostate, of a patient to be diagnosed.
  • a quasi-omnidirectional transverse wavefront is generated from a focused ultrasonic beam, with a helical phase profile, that is, an acoustic vortex, the wavefront propagating through the soft solid, with which covers all the areas of interest around the ultrasonic beam.
  • the direction of angular rotation of the acoustic vortex is controlled and it is varied as a function of time, the frequency of the transverse waves produced and therefore their wavelength within the tissue can be controlled.
  • the control of the direction of rotation allows to control the polarization of the transverse waves allowing to evaluate the anisotropy of the tissues, as for example occurs in fibrous tissues.
  • this method is used to obtain the elastic properties of a tissue from a patient.
  • the information obtained on the elastic properties of the tissue is used to make a medical diagnosis and detect possible abnormalities in said tissue, which may be a consequence of cancer or some other type of injury, and which are accompanied by changes in the elastic properties of the tissue. tissues.
  • the first stage of the procedure consists of applying a pulsed or amplitude modulated signal to an ultrasonic transducer that has a surface destined to contact the tissue to be studied.
  • This signal is in the ultrasound range (with a carrier frequency between 0.2 MHz and 20 MHz). Specifically, it would be a sinusoidal signal with a modulation frequency equal to that of the transverse wavefront to be generated.
  • a focused vortex ultrasonic beam is generated, this in turn generating a quasi-omnidirectional transverse wavefront that is transmitted through the soft solid.
  • the ultrasonic transducer used can be of two different types, and depending on which one is used, the strategy to generate the acoustic vortex will be different.
  • a single element transducer comprising a holographic lens.
  • Said lens is intended to be positioned on the surface (x 0 , y 0 ) of the ultrasonic transducer.
  • the wavefront is characterized by a complex amplitude A (x 0 , y 0 ), which is modified by the lens, so that it conforms to that of a focused acoustic vortex.
  • the phase is given by the equation:
  • Equation 1 A (x 0 , y 0 ) is the complex amplitude along the surface of the ultrasonic transducer given by x 0 , y 0 .
  • F is the focal length of the lens and m is the topological load of the vortex, which is usually an integer. Depending on the sign of m, the vortex rotates clockwise or counterclockwise.
  • a strategy is to divide the lens into pixels and define a height for each pixel as h (x 0 , y 0 ) so that it complies with:
  • a multi-element (or phased-array) ultrasonic transducer can be used.
  • each element of the transducer will adjust to an amplitude given by
  • the coordinates x 0 and y 0 are given by the spatial positions in Cartesian coordinates of each element of the ultrasonic transducer.
  • phase profile that depends linearly on the polar angle that each element of the phased-array occupies.
  • the emitted ultrasonic beam has an acoustic intensity that rotates with respect to the angular coordinate, and transfers to the soft solid both an amount of linear momentum in the direction of the ultrasonic beam, and a angular momentum, in the shape of a torus around the ultrasonic beam.
  • a force field is transmitted to the soft solid, which can be calculated as:
  • the transverse wavefront is generated that propagates not only in the direction perpendicular to the ultrasonic beam, but also in the same direction as the ultrasonic beam, that is, a quasi-omnidirectional wavefront.
  • Another advantage offered by the present invention is that by being able to control the parameters that define the ultrasonic beam, the polarization of the wavefront that is generated inside the soft solid can be controlled. Specifically, by controlling the sign of the topological load of the ultrasonic beam, the direction of rotation of the stress produced can be controlled (clockwise / counter-clockwise).
  • the topological load will preferably be equal to one, although if it is made greater than unity, wider fields of force are generated with a greater torque.
  • the waves are excited in both positive and negative cycles, which manages to induce positive and negative deformation cycles in the soft solid, increasing the amplitude of the wave front generated. and, therefore, the robustness and sensitivity of the technique. This way there is no need to wait for the soft solid to relax before pushing it back on and generating waves continuously.
  • the ultrasonic transducer is a single element, there are different strategies that allow controlling the sign of the topological load.
  • the first consists of using a lens designed to work with a topological load at one emission frequency and with another topological load of the opposite sign at another frequency, to alternate between the two.
  • the second strategy consists of using two ultrasonic transducers, positioned as two concentric rings, each having a different lens, as well as a different topological load, with opposite signs, and alternating the emission of one and the other.
  • the control of the sign of the topological load is simpler, since it is only necessary to angularly invert the phase of the elements of the array, that is, inverting the sign of the parameter m in the Equation 1 or Equation 3, respectively. Therefore, the control of the frequency and the direction of rotation of the ultrasonic beam allows the control of the transverse wave front generated, which facilitates the performance of elastographic studies at different frequencies.
  • the next stage of the procedure consists of acquiring radio frequency signals that are reflected by the soft solid at different instants of time, while said wavefront is propagating.
  • a second ultrasound medical image transducer in echo-impulse mode. This secondary transducer is used to obtain a series of ultrasonic images at different moments of time taken after or during the activation of the primary transducer.
  • the next stage of the procedure consists of calculating the deformations using cross-correlation methods or Doppler techniques between the different images. This provides an image of the deformations produced in the tissue as the transverse waves pass.
  • the propagation speed of the transverse wavefront is calculated.
  • G is the transverse or shear modulus of elasticity and p is the density of the soft solid.
  • Figure 1 Shows a diagram of the primary and secondary ultrasonic transducers used by the procedure.
  • Figure 2. Shows a block diagram of the process where a possible sequence to follow is shown.
  • Figure 3. Shows the acoustic field generated by the ultrasonic transducer.
  • Figure 4. Shows the acoustic force field of radiation generated on the soft solid.
  • Figure 5. Shows the displacement of the soft solid in the z direction at different instants of time.
  • the first stage of the procedure consists of applying a pulsed or frequency-modulated signal, with a carrier frequency around 1 MHz, within the ultrasound range, and a modulating frequency. in the range from 1 Hz to 1000 Hz, to an ultrasonic transducer (1), such as that of figure 1, which comprises a surface intended to contact a soft solid.
  • an ultrasonic transducer (1) such as that of figure 1, which comprises a surface intended to contact a soft solid.
  • a focused ultrasonic beam (5) is generated, with a helical phase profile, that is, an acoustic vortex, and that generates a quasi-transverse wave front (6).
  • the frequency of the wavefront (6) is equal to the modulation frequency of the pulsed signal applied to the ultrasonic transducer (1).
  • the vortex focused ultrasonic beam (5) is generated by the ultrasonic transducer (1), which is a multiple element (or phased-array), the array being geometric focusing. To do this, each element of the ultrasonic transducer (1) is adjusted to an amplitude given by:
  • the emitted ultrasonic beam (5) has an acoustic intensity that rotates with respect to the angular coordinate, which transfers to the soft solid both an amount of linear moment in the direction of the ultrasonic beam, as well as an angular momentum, in the shape of a torus. around the ultrasonic beam (5).
  • Figure 3 shows the acoustic field generated by the ultrasonic transducer (1).
  • the next stage of the procedure consists of the acquisition of radio frequency signals that are reflected by the soft solid at different instants of time, a process that is repeated while the transverse wave front (8) propagates.
  • a second ultrasound medical image transducer (2) is used, in echo-impulse mode.
  • the propagation speed of the transverse wavefront (8) is calculated. From the velocities, the transverse or shear modulus of elasticity is obtained, from the equation:
  • G is the transverse or shear modulus of elasticity and p is the density of the soft solid.

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Abstract

El objeto de la presente invención es un procedimiento de obtención de propiedades elásticas de un sólido blando mediante ondas transversales quasi-omnidirecclonales generadas por un haz ultrasónico (5) focalizado, con un perfil de fase helicoidal que produce un vórtice acústico, que genera un frente de ondas (6) transversales no solo en la dirección perpendicular al haz ultrasónico (5), sino, además, en la misma dirección del haz ultrasónico (5). Asimismo, permite el control del frente de ondas transversales generadas, lo que facilita la realización de estudios elastográficos a diferentes frecuencias, y aumenta la amplitud de las ondas transversales producidas, mejorando la relación señal-ruido.

Description

PROCEDIMIENTO DE OBTENCIÓN DE PROPIEDADES ELÁSTICAS DE UN SÓLIDO BLANDO QUE HACE USO DE VÓRTICES ACÚSTICOS
DESCRIPCIÓN
OBJETO DE LA ¡INVENCIÓN
E¡ objeto de la presente invención es un procedimiento de obtención propiedades elásticas de un sólido blando mediante ondas transversales quasi-omnidireccionales generadas por un haz ultrasónico focalizado de vórtice.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
La imagen elastográfica es una modalidad de imagen médica que permite evaluar las propiedades elásticas de los tejidos blandos. Éstas permiten detectar cambios en la rigidez de los tejidos asociados a patologías subyacentes.
Los métodos elastográficos proponen la estimación de las propiedades elásticas de los tejidos midiendo las deformaciones que se producen cuando sobre ellos se aplica un determinado esfuerzo mecánico externo.
Por un lado, en los métodos quasi-estáticos el tejido es comprimido externamente de una manera análoga a la palpación, o aplicando una compresión oscilatoria externamente sobre el tejido.
Midiendo la amplitud de las deformaciones producidas se obtiene una imagen de la rigidez relativa del tejido como se propone en la técnica Sonoelasticity Imaging que figura en el documento Sono-eíasticity imaging. De Lerner, R. M ; Parker, K. J Kessler, L. W., ed. Acoustic imaging. New York: Plenum Co, 317-327. (1988). Dicho documento trata sobre el uso de técnicas de Imagen Doppler para medir los desplazamientos del tejido que es sometido a un vibrador externo de baja frecuencia. Dichos desplazamientos aparecen en forma de ondas transversales y pueden ser empleados para obtener información sobre la elasticidad de tejidos biológicos. Otros métodos, como ia elastografía por compresión descrito en Elastography: a quantitative method for imaging ihe elasticity of biológica / tissues. de Ophir, J., Cespedes, L, Ponnekanti, H., Yazdi, Y , & Li, X ; Ultrasonic imaging, 13(2), 1 11-134 (1991) emplean una compresión mecánica para tomar dos imágenes de ultrasonidos en modo B-scan. La primera se toma como referencia y la segunda se obtiene tras aplicar una compresión mecánica mediante la misma sonda de ultrasonidos. Empleando técnicas de correlación cruzada se obtiene una imagen de las deformaciones producidas que proporcionan una imagen de la elasticidad del medio.
El inconveniente de los métodos anteriores es que la distribución de esfuerzos no es uniforme y depende de la geometría del medio, a priori desconocida, por lo que solo proporcionan una imagen cualitativa de la elasticidad. Por tanto, estos métodos quasi- estáticos no permiten una evaluación cuantitativa de las propiedades elásticas de los tejidos.
Una segunda generación de métodos son los que emplean como mecanismo para generar el campo de esfuerzos la fuerza de radiación acústica producida por un haz de ultrasonidos focalizados, donde la transferencia de momento desde la onda al tejido es debida a ia absorción y reflexión sobre las zonas no homogéneas del mismo.
Estos métodos pueden proporcionar una imagen cuantitativa de la elasticidad puesto que ia deformación del tejido se realiza aplicando el esfuerzo en el interior del tejido y dicho esfuerzo es, en principio, conocido. En general, un haz primario de ultrasonidos se usa para producir una deformación en el tejido, mientras que un haz ultrasónico secundario en modo eco-impulso se emplea para adquirir un set de sucesivas imágenes en modo B-scan.
Empleando la correlación cruzada, con ia que se comparan las distintas imágenes, se pueden detectar las deformaciones producidas en el interior del tejido. Comúnmente, dichos desplazamientos son de unos pocos micrómetros de amplitud. De esta manera, los parámetros elásticos del tejido pueden ser calculados midiendo las deformaciones producidas en el tejido cuando se conoce la fuerza de radicación aplicada.
Diferentes modalidades se han desarrollado empleando estos conceptos como la Acoustic Radiation Forcé impulse imaging (ARFI), del documento On the feasibility of remóte palpation using acoustic radiation forcé de Kathryn R. Rightingale, Mark L. Palmeri, Roger W. Nightingale, y Gregg E Trahey, J.; Acoust. Soc Am. 110 (1), de julio de 2001 , en el que se propone una técnica capaz de obtener imágenes en las variaciones mecánicas de los tejidos. La técnica utiliza una fuerza de radiación en dirección axial (componentes lineales), y estudia los desplazamientos en la zona local del foco.
Otro ejemplo es amplitude-modulated Harmonio Motion Imaging (HMi), del documento Singie-Element Focused Uitrasound Transducer Method for Harmonio Motion imaging de Caroline Maleke, Matbieu Pernot y Elisa E. Konofagou; Uitrasonic Imaging 28, 144- 158 (2006), en el que se propone e! uso de un transductor focalizado excitado con una amplitud modulada a baja frecuencia para ejercer un empuje en el tejido localizado en su foco. Este documento parte de un haz que genera un empuje lineal, por tanto no helicoidal.
Otras modalidades emplean las ondas de cizalla (o transversales) que se generan tras la aplicación transitoria del haz ultrasónico primario. Puesto que las ondas de cizalla se propagan por los tejidos humanos con una velocidad lenta (alrededor de 1-10 m/s), las deformaciones producidas por las mismas pueden ser medidas por un haz de ultrasonidos secundario.
De esta manera, midiendo la velocidad de propagación local de las ondas transversales se obtiene un mapa del módulo elástico de cizalla del medio, ya que la velocidad de propagación de las ondas transversales viene determinada directamente por la rigidez de los tejidos.
Ejemplo de estas técnicas es Shear Wave Elasiography Imaging ( SWEI), del documento Shear wave elasticity imaging: a new uitrasonic technoiogy of medical diagnostica de Sarvazyan, A. P., Rudenko, O. V., Swanson, S. D., Fowlkes, J. B., & Emelianov, S. Y. Uitrasound in medicine & biology, 24(9), 1419-1435 (1998), que muestra una técnica para determinar las propiedades elásticas de un tejido basada en el uso de fuerza de radiación acústica para excitarlo Al igual que en las técnicas previas, la fuerza de radiación acústica se ejerce en la dirección axial, pero en este caso se define un patrón de excitación espacial, es decir, se excita el tejido en diferentes puntos. Además, Supersonic shear imaging (SSI), que figura en el documento Supersonic Shear Imaging: A New Technique for Soft Tissue Elasticity Mappin de Jéremy Bercoff, Mickáel Tanter, and Mathias Fink; ieee transactions on ultrasónica, ferroelectrícs, and írequency control, vol. 51 , no. 4, abril de 2004. Este documento propone una nueva técnica para generar ondas transversales en el tejido biológico.
La técnica consiste en utilizar la fuerza de radiación ejercida por un haz ultrasónico que se focaliza en diferentes puntos del tejido a una velocidad superior a la de propagación de las ondas transversales que se generan en el tejido. Esto genera un cono de Match con ondas transversales de mayor amplitud, por la interferencia constructiva en los frentes de onda que se genera.
En todas las técnicas citadas las ondas transversales se generan en la dirección perpendicular al haz primario de ultrasonidos. De esta manera, el área sobre el eje del haz primario queda sin escanear puesto que las ondas transversales no se generan en esa dirección. Puesto que en estas técnicas se emplea un haz de ultrasonidos focalizado que solo transporta momento lineal, los esfuerzos producidos solo se producen en la dirección del haz axial.
Existen otros tipos de haces de ultrasonidos que, además de transportar momento lineal, transportan momento angular. Éstos son los haces de vórtice (o vórtices acústicos). Un ejemplo de dispositivo capaz de producir dichos haces de vórtice es el que se describe en el documento de Hefner, B. T., & Marston, P. L (1999), An acoustical helicoidal wave transducer with applications for the alignment of ultrasonic and underwater systems] The Journal of the Acoustical Society of America, 106(8), 3313-3316. En este trabajo se presentan dos métodos, uno activo y otro pasivo, para generar vórtices acústicos. El método activo emplea cuatro transductores piezoeléctricos alimentados con diferente fase y el método pasivo emplea un único transductor con una superficie helicoidal.
Otros métodos incluyen rejillas en forma de espiral, como las descritas en los documentos Sharp acoustic vortex focusing by Fresnel-spiral zone piales. De Jiménez, N , Romero-García, V., García-Raffi, L. M , Camarena, F., & Staliunas, K. Applied Physics Letters, 112(20), 204101. (2018). y en el cocumento Formation of high-order acoustic Bessel beams by spiral diffraction gratings] de Jiménez, N., Picó, R., Sánchez- Morcillo, V., Romero-García, V., García-Raffi, L. M., & Staliunas, K.; Physical Review E, 94(5), 053004. (2016).
No obstante, la fuerza de radiación aplicada en todas las técnicas elastográficas existentes en la actualidad tiene la dirección del haz de excitación generado, por lo que el patrón de radiación de las ondas transversales es limitado, no se puede definir la frecuencia de la excitación y la amplitud de las ondas transversales generadas es reducida.
DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN
La presente invención proporciona una mejora con respecto a los métodos anteriores, ya que amplía el patrón de radiación de las ondas transversales generadas, permite definir la frecuencia de excitación de las ondas transversales y aumenta la amplitud de las ondas transversales generadas.
La invención se basa en el uso de un haz ultrasónico de vórtice que produce un campo de esfuerzos de torsión, lo que genera un frente de ondas transversales en el interior de un sólido blando, y que sirve para determinar una serie de propiedades elásticas de dicho sólido blando, que es preferentemente un tejido, como el del hígado o la próstata, de un paciente al que se quiere diagnosticar.
Concretamente, con el presente procedimiento se genera un frente de ondas transversales quasi-omnidireccionales a partir de un haz ultrasónico focalizado, con un perfil de fase helicoidal, es decir, un vórtice acústico, propagándose el frente de ondas a través del sólido blando, con lo que se cubren todas las zonas de interés alrededor del haz ultrasónico.
Esto ofrece varias ventajas significativas respecto al resto de técnicas de imagen elastográficas del estado de la técnica. En primer lugar, las técnicas actuales sólo son capaces de generar el frente de ondas en la dirección perpendicular ai eje del haz ultrasónico focalizado, de manera que no se propagan en la dirección axial ai foco, por lo que resulta muy difícil extraer los parámetros elásticos de esa zona. En segundo lugar, la amplitud de las ondas generadas es mayor para una misma intensidad acústica, lo que permite mejorar la relación señal-ruido de la imagen y reducir el nivel de amplitud del haz, reduciendo así efectos indeseados como el incremento de temperatura producida por el haz primario.
En tercer lugar, si se controla el sentido de giro angular del vórtice acústico y se varía en función del tiempo se puede controlar la frecuencia de las ondas transversales producidas y por tanto su longitud de onda en el interior del tejido. Finalmente, el control del sentido de giro permite controlar la polarización de las ondas transversales permitiendo evaluar la anisotropía de los tejidos, como por ejemplo ocurre en los tejidos fibrosos.
Preferentemente, este procedimiento se utiliza para obtener las propiedades elásticas de un tejido de un paciente. La información obtenida sobre las propiedades elásticas del tejido sirve para realizar un diagnóstico médico y detectar posibles anomalías en dicho tejido, que pueden ser consecuencia de un cáncer o de algún otro tipo de lesión, y que vienen acompañadas de cambios en las propiedades elásticas de los tejidos.
La primera etapa del procedimiento consiste en aplicar una señal pulsada o de amplitud modulada a un transductor ultrasónico que tiene una superficie destinada a contactar con el tejido que se va a estudiar. Esta señal está comprendida en el rango de los ultrasonidos (con una frecuencia portadora de entre 0.2 MHz y 20 MHz). Concretamente, se trataría de una señal sinusoidal de frecuencia de modulación igual a la del frente de ondas transversales que se desea generar.
Una vez aplicada la señal sobre el transductor ultrasónico, se genera un haz ultrasónico focalizado de vórtice, generando éste a su vez un frente de ondas transversales quasi- omnidireccionales que se transmiten por el sólido blando.
El transductor ultrasónico utilizado puede ser de dos tipos distintos, y en fundón de cuál se utilice, la estrategia para generar el vórtice acústico será distinta.
En primer lugar, se puede utilizar un transductor de elemento simple, que comprende una lente holográfica. Dicha lente está destinada a posicionarse sobre la superficie (x0, y0) del transductor ultrasónico. El frente de ondas está caracterizado por una amplitud compleja A(x0, y0), que es modificada por la lente, de manera que se ajusta a la de un vórtice acústico focalizado. La fase viene dada por la ecuación:
Figure imgf000009_0001
(Ecuación 1) dónde A(x0, y0) es la amplitud compleja a lo largo de la superficie del transductor ultrasónico dada por x0, y0. El número de onda viene dado por k0 = 2пf /c0, donde / es la frecuencia de la portadora y c0 es la velocidad del sonido en el sólido blando. F es la distancia focal de la lente y m la carga topológica del vórtice, que normalmente es un número entero. En función del signo de m, el vórtice gira en sentido horario o antihorario.
La lente, por tanto, ha de ser capaz de producir el perfil de fase A(x0, y0). Para ello, una estrategia es dividir la lente en píxeles y definir una altura para cada píxel como h(x0, y0) de manera que cumpla:
Figure imgf000009_0002
(Ecuación 2)
siendo Z = pLcL la impedancia de la lente, donde pL es la densidad de la lente y cL la velocidad de propagación de los ultrasonidos en la lente kL = 2пf/cL, y d es una distancia arbitraria que coincide con el plano de superficie del transductor ultrasónico. La obtención de las alturas h(x0. y0) en función de (x0, y0) se realiza mediante inversión numérica de la ecuación 2
En segundo lugar, se puede utilizar un transductor ultrasónico de elemento múltiple (o phased-array). En el caso de que el array sea plano, cada elemento del transductor se ajustará a una amplitud dada por |4 |, y una fase dada por tan - 1(Im(A)/Re(A)), donde A viene dada por la Ecuación 2, Re(.) indica la parte real e Im(·) la parte imaginaria del valor complejo. Las coordenadas x0 e y0 vienen dadas por las posiciones espaciales en coordenadas cartesianas de cada elemento del transductor ultrasónico.
En el caso de que el array sea de focalización geométrica, como en el caso de un multielemento donde cada elemento se dispone sobre la superficie de una esfera de radio F, se aplica el mismo método que en el caso anterior, pero la expresión a emplear es:
A(x0,y0) = exp(— im tan_1(x0, y0)). (Ecuación 3)
Es decir, se trata de un perfil de fase que depende linealmente del ángulo polar que ocupa cada elemento del phased-array.
Por tanto, independientemente del tipo de transductor ultrasónico que se utilice, el haz ultrasónico emitido posee una intensidad acústica que rota con respecto de la coordenada angular, y transfiere al sólido blando tanto una cantidad de momento lineal en la dirección del haz ultrasónico, como un momento angular, en forma de toro alrededor del haz ultrasónico.
En particular se transmite al sólido blando un campo de fuerzas que se puede calcular como:
Figure imgf000010_0001
Siendo F el campo vectorial de fuerzas, a(w ) la absorción acústica del sólido blando, w = 2 пf la frecuencia angular, r0 la densidad, c0 la velocidad de las ondas longitudinales de ultrasonidos, P el campo de presión de ultrasonidos, y P* su conjugada compleja.
A la vista del campo de fuerzas anterior, se comprueba que cuando el campo de ultrasonidos es de tipo vórtice, en el sólido blando se produce una fuerza que es de tipo torque o torsionai, con una pequeña componente axial. Puesto que el sólido blando absorbe gran parte de la energía del haz ultrasónico focalizado, la transferencia de momento angular en forma de torque al sólido blando provoca una deformación transitoria del mismo, enroscándolo.
De esta manera, se genera el frente de ondas transversales que se propaga no solo en la dirección perpendicular al haz ultrasónico, sino, además, en la misma dirección del haz ultrasónico, es decir, un frente de ondas quasi-omnidireccionales. Otra de las ventajas que ofrece la presente invención es, que al poder controlar los parámetros que definen el haz ultrasónico, se puede controlar la polarización del frente de ondas que se genera en el interior del sólido blando. Concretamente, controlando el signo de la carga topológica del haz ultrasónico, se puede controlar el sentido de rotación del esfuerzo producido (horario/antihorario).
Como se ha indicado, la carga topológica será preferentemente igual a uno, aunque si se hace mayor a la unidad se generan campos de fuerza más anchos con un torque mayor.
Controlando el sentido de rotación, alternando entre uno y otro periódicamente, las ondas se excitan tanto en los ciclos positivos como en los negativos, lo que logra inducir en el sólido blando ciclos de deformación positivos y negativos, incrementando la amplitud del frente de ondas generadas y, por tanto, la robustez y sensibilidad de la técnica. De esta manera no hay necesidad de esperar a que el sólido blando se relaje para volver a empujarlo y generar ondas de manera continua.
En el caso de que el transductor ultrasónico sea de elemento simple existen diferentes estrategias que permiten controlar el signo de la carga topológica.
La primera consiste en utilizar una lente diseñada para trabajar con una carga topológica en una frecuencia de emisión y con otra carga topológica de signo contrario en otra frecuencia, para ir alternando entre ambas.
La segunda estrategia consiste en utilizar dos transductores ultrasónicos, posicionados como dos anillos concéntricos, teniendo cada uno de ellos una lente diferente, así como una carga topológica diferente, de signos contrarios, y alternando la emisión de uno y otro.
En el caso de que el transductor ultrasónico sea de elemento múltiple, el control del signo de la carga topológica es más sencillo, pues únicamente hay que invertir angularmente la fase de los elementos del array, es decir, invistiendo el signo del parámetro m en la Ecuación 1 o en la Ecuación 3, respectivamente. Por lo tanto, el control de la frecuencia y del sentido de rotación del haz ultrasónico permite el control del frente de ondas transversales generadas, lo que facilita la realización de estudios elastográficos a diferentes frecuencias.
La siguiente etapa del procedimiento, una vez generado el frente de ondas transversales, consiste en la adquisición de señales de radiofrecuencia que son reflejadas por el sólido blando en distintos instantes de tiempo, mientras se propaga dicho frente de ondas. Para ello se puede hacer uso de un segundo transductor de imagen médica por ultrasonidos, en modo eco-impulso. Este transductor secundario se emplea para obtener una serie de imágenes ultrasónicas en diferentes instantes de tiempo tomadas posteriormente o durante la activación del transductor primario.
Una vez obtenida la serie de imágenes, la siguiente etapa del procedimiento consiste en el cálculo de las deformaciones mediante métodos de correlación cruzada o técnicas Doppler entre las diferentes imágenes. Ello aporta una imagen de las deformaciones producidas en el tejido ai paso de las ondas transversales.
A partir de las imágenes de las deformaciones, usando técnicas estándar de tracking, se calcula la velocidad de propagación del frente de ondas transversales.
Finalmente, a partir de las velocidades se obtiene el módulo de elasticidad transversal o de cizalla, que para un medio elástico se puede obtener a partir de la ecuación:
Figure imgf000012_0001
Siendo G el módulo de elasticidad transversal o de cizalla y p la densidad del sólido blando.
La densidad cambia muy poco respecto a la variación que sufre el módulo de elasticidad transversal del sólido blando, por lo que una diferencia en la velocidad es debida fundamentalmente a una variación en el módulo de elasticidad transversal de éste y, por lo tanto, a algún tipo de alteración en el sólido biando analizado.
Finalmente, a partir del módulo elástico transversal obtenido en distintos puntos del tejido, se obtienen las imágenes eiastográficas que sirven para realizar un diagnóstico médico. DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS
Para complementar la descripción que se está realizando y con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características de la invención, de acuerdo con un ejemplo preferente de realización práctica de la misma, se acompaña como parte integrante de dicha descripción, un juego de dibujos en donde con carácter ilustrativo y no limitativo, se ha representado lo siguiente:
Figura 1.~ Muestra un diagrama de los transductores ultrasónicos primario y secundario de los que hace uso el procedimiento.
Figura 2.- Muestra un diagrama de bloques del proceso donde se muestra una posible secuencia a seguir.
Figura 3.- Muestra el campo acústico generado por el transductor ultrasónico.
Figura 4.~ Muestra el campo de fuerza acústica de radiación generada sobre el sólido blando.
Figura 5.- Muestra el desplazamiento del sólido blando en la dirección z en diferentes instantes de tiempo.
REALIZACIÓN PREFERENTE DE LA INVENCIÓN
A la vista de las figuras descritas anteriormente, se puede observar un ejemplo de realización no limitativo del procedimiento de obtención de propiedades elásticas de un sólido blando, objeto de esta invención.
La primera etapa del procedimiento, del que se muestra un diagrama de bloques en la figura 2, consiste en aplicar una señal pulsada o de frecuencia modulada, de frecuencia portadora en torno a 1 MHz, comprendida en el rango de los ultrasonidos, y frecuencia moduladora en el rango de 1 Hz a 1000 Hz, a un transductor ultrasónico (1), como el de la figura 1 , que comprende una superficie destinada a contactar con un sólido blando. Una vez aplicada la señal sobre el transductor ultrasónico (1), se genera un haz ultrasónico (5) focalizado, con un perfil de fase helicoidal, es decir, un vórtice acústico, y que genera un frente de ondas (6) transversales quasi-omnidireccionales que se transmiten por el sólido blando. La frecuencia del frente de ondas (6) es igual a la frecuencia de modulación de la señal pulsada aplicada sobre el transductor ultrasónico (1).
El haz ultrasónico (5) focalizado de vórtice se genera mediante el transductor ultrasónico (1) que es de elemento múltiple (o phased-array), siendo el array de focalización geométrica. Para ello, se ajusta cada elemento del transductor ultrasónico (1) a una amplitud dada por:
Figure imgf000014_0001
es decir, un perfil de fase que depende lineaimeníe del ángulo polar que ocupa cada elemento del transductor ultrasónico (1 ).
Por tanto, el haz ultrasónico (5) emitido posee una intensidad acústica que rota con respecto de la coordenada angular, que transfiere ai sólido blando tanto una cantidad de momento lineal en la dirección del haz ultrasónico, como un momento angular, en forma de toro alrededor del haz ultrasónico (5).
En la figura 3 se muestra el campo acústico generado por el transductor ultrasónico (1 ). En la imagen a) se representa la magnitud del campo en el piano sagital a la dirección de propagación y=0. En la b), la magnitud del campo en el piano transversal, sobre la distancia focal z=F. en la figura c) la fase del campo en el piano transversal, sobre la distancia focal z=F.
Se observa en la figura 3 cómo en el eje se produce una singularidad de fase que da lugar a un vórtice acústico. Así mismo, alrededor del foco la fase rota un número entero de veces.
La transferencia de momento lineal genera en el sólido blando un campo de fuerzas que se puede calcular como:
Figure imgf000015_0001
Siendo F el campo vectorial de fuerzas, a(w) la absorción del sólido blando, w la frecuencia angular, r0 la densidad, c0 la velocidad de las ondas transversales del frente, P el campo de presión producido, y P* su conjugada compleja.
Este campo de fuerzas se muestra en la figura 4. En la gráfica a) aparece una representación, en el plano transversal, de la componente de la fuerza en la dirección x, calculado en z=F. La b) es la representación en el plano transversal de la componente de la fuerza en la dirección y, calculado en z=F. La figura c) es una representación, en el piano sagital, de la componente de la fuerza en la dirección z, calculado en y=0. La d) es la representación en el plano transversal de la componente de torque de la fuerza, calculado en z=F La subflgura e) es la representación del campo vectorial.
A partir del campo de fuerzas anterior, en el sólido blando se produce una fuerza que es de tipo torque, con una pequeña componente axial. Puesto que el sólido blando absorbe gran parte de la energía del haz ultrasónico (5), la transferencia de momento angular en forma de torque ai sólido blando provoca una deformación transitoria del mismo, enroscándolo.
La siguiente etapa del procedimiento consiste en la adquisición de señales de radiofrecuencia que son reflejadas por el sólido blando en distintos instantes de tiempo, proceso que se repite mientras se propaga el frente de ondas (8) transversales. Para ello se usa un segundo transductor (2) de imagen médica por ultrasonidos, en modo eco-impulso.
Una vez obtenidas las señales, se calculan las deformaciones producidas en función del tiempo, a partir de la amplitud de los desplazamientos transversales que sufre el sólido blando, mediante correlación cruzada o técnicas Doppier. Estas deformaciones se pueden observar en las gráficas de la figura 5, en las que se refleja el desplazamiento del tejido en la dirección z, en diferentes instantes de tiempo, desde t=0.6 ms, hasta t=2.4 ms.
A partir de estas deformaciones, usando técnicas estándar de tracking, se caicula la velocidad de propagación del frente de ondas (8) transversales. A partir de las velocidades se obtiene el módulo de elasticidad transversal o de cizalla, a partir de la ecuación:
Figure imgf000016_0001
Siendo G el módulo de elasticidad transversal o de cizalla y p la densidad del sólido blando.
Finalmente, a partir del módulo elástico transversal obtenido en distintos puntos del sólido blando, se pueden obtener unas imágenes elastográficas que sirvan para realizar un diagnóstico médico.

Claims

REIVINDICACIONES
1.- Procedimiento de obtención de propiedades elásticas de un sólido blando sobre el que se ejerce una fuerza de radiación acústica que provoca unas deformaciones en dicho sólido blando, caracterizado por que comprende las etapas de:
- aplicación de una señal pulsada o de amplitud modulada a un transductor ultrasónico (1),
- generación, en el transductor ultrasónico (1), de un haz ultrasónico (5) focalizado de vórtice, que genera un frente de ondas (8) transversales quasi- omnidireccionales, caracterizado por una velocidad, que se transmite por el sólido blando,
- adquisición de imágenes del sólido blando mientras se propaga el frente de ondas (8), haciendo uso de un segundo transductor ultrasónico (2) en contacto con el sólido blando,
- cálculo de las deformaciones producidas en el sólido blando por correlación cruzada o técnicas Doppler a partir de las Imágenes,
- cálculo de la velocidad de propagación del frente de ondas (6) a partir de las deformaciones, usando técnicas estándar de tracking,
~ cálculo del módulo de elasticidad transversal (G) del sólido blando a partir de ia ecuación:
Figure imgf000017_0001
en ia que v es ia velocidad de propagación del frente de ondas (6) y p ia densidad del sólido blando, y
- obtención de imágenes elastográficas a partir del módulo de elasticidad transversal en distintos puntos del sólido blando.
2.- El procedimiento de la reivindicación 1 , en el que ia fuerza de radiación acústica está dada por un campo de fuerzas que viene definido por:
Figure imgf000017_0002
siendo F el campo vectorial de fuerzas, a(w) la absorción del sólido blando, w la frecuencia angular, r0 la densidad del sólido blando, c0 la velocidad del frente de ondas (6), P el campo de presión producido, y P* su conjugada compleja.
3.- El procedimiento de la reivindicación 1 , en el que el transductor ultrasónico (1) es un transductor de elemento simple, que comprende una lente (4) holográfica, posicionada sobre la superficie del transductor ultrasónico, modificando la lente holográfica (4) la fase del frente de ondas de manera que se ajuste a la de un vórtice acústico focalizado, dado por:
Figure imgf000018_0001
siendo A(x0, y0) la fase a lo largo de la superficie del transductor ultrasónico (1) dada por x0, y0, k0 = 2пf/c0 el número de onda, donde f es la frecuencia y c0 es la velocidad del sonido en el sólido blando, F es la distancia focal de la lente (4) y m la carga topológica del vórtice.
4.- El procedimiento de la reivindicación 1 , en el que el transductor ultrasónico (1) es un transductor de elemento múltiple piano, que comprende unos elementos que se ajustan a una amplitud dada por
Figure imgf000018_0003
y una fase dada por tan_1(Im(A)/Re(A)) , siendo:
Figure imgf000018_0002
siendo A(x0, y0) la fase a lo largo de la superficie del transductor ultrasónico (1) dada por x0, y0 que representan la posición espacial en coordenadas cartesianas de cada elemento del transductor primario (1), k0 = 2пf/c0 el número de onda, donde f es la frecuencia y c0 es la velocidad del sonido en el sólido blando, F es la distancia focal de la lente (4) y m la carga topológica del vórtice.
5.- El procedimiento de la reivindicación 1 , en el que el transductor ultrasónico (1) es un transductor de elemento múltiple con focalización geométrica, en que cada elemento del transductor ultrasónico (1) se ajusta a una amplitud dada por |A| y una fase dada por tan_1(Im(A)/Re(A)), siendo:
A(x0, y0) = exp (-im tan 1 (x0.. y0))
donde A(x0, y0) es la fase a lo largo de la superficie del transductor ultrasónico (1) dada por x0, y0 que representan la posición espacial en coordenadas cartesianas de cada elemento del transductor primario (1), y m la carga topológica del vórtice.
8.- El procedimiento de la reivindicación 3, en el que se varía el signo de la carga topológica m modificando la fase del frente de ondas
(6) a la salida del transductor primario (1) utilizando la lente (4), que trabaja con una carga topológica m positiva a una primera frecuencia y con una carga topológica m negativa a una segunda frecuencia.
7.- El procedimiento de la reivindicación 3, en el que se varía el signo de la carga topológica m utilizando dos transductores ultrasónicos (1) posicionados en forma de anillos concéntricos en el que cada uno comprende una lente (4) diferente con una carga topológica m distinta, siendo una positiva y otra negativa, y alternando la emisión entre un transductor ultrasónico y otro (1)
8.- El procedimiento de las reivindicaciones 4 o 5, en el que se varía el signo de la carga topológica m invirtiendo angularmente la fase de los elementos del transductor ultrasónico (1).
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