ES2268770T3 - Formacion de imagenes por ultrasonidos de perfusion de tejidos mediante la interrupcion de energia de pulsos de un agente de contraste. - Google Patents

Abstract

Un procedimiento de medida de la perfusión de tejidos en un animal o un ser humano que comprende la administración de una cantidad eficaz de un agente de contraste de ultrasónico a dicho sujeto, irradiar el tejido en una región objetivo con al menos un pulso de ultrasonidos que tiene energía suficiente para destruir o modificar sensiblemente las propiedades ecogénicas de la casi totalidad del agente de contraste en dicha región objetivo, y detectar y cuantificar por ultrasonidos la velocidad de flujo de otro agente de contraste en dicha región objetivo o agente de contraste modificado fuera de dicha región objetivo.

Description

Formación de imágenes por ultrasonidos de perfusión de tejidos mediante la interrupción de energía de pulsos de un agente de contraste.

Esta invención se refiere a formación de imágenes por ultrasonidos, más particularmente al uso de formación de imágenes por ultrasonidos en la medida de la perfusión de tejidos. Se sabe bien que los agentes de contraste que comprenden dispersiones de microburbujas de gas son particularmente retrodispersores de ultrasonidos eficaces gracias a la baja densidad y facilidad de compresibilidad de las microburbujas. Dichas dispersiones de microburbuja, si se estabilizan apropiadamente, pueden permitir una visualización por ultrasonidos altamente eficaz, por ejemplo, del sistema vascular y de la microvasculatura tisular, a menudo a dosis ventajosamente bajas.

Las medidas de perfusión de tejidos son importantes, por ejemplo, en la detección de tumores, tejido tumoral que típicamente tiene una vascularidad diferente del tejido sano, y estudios del miocardio, por ejemplo para evaluar el suministro sanguíneo al mismo. Mientras que la detección mediante un agente de contraste usando técnicas habituales de formación de imágenes por ultrasonidos puede proporcionar información de si los órganos o regiones particulares de los mismos se prefunden o no, no permite fácilmente la cuantificación de los niveles de perfusión. Dicha información, que es útil para evaluar si un paciente está en riesgo debido a la baja perfusión y por lo tanto podría beneficiarse de los métodos y/o tratamiento preventivo, debe obtenerse actualmente usando técnicas de formación de imágenes radioisotópicas tales como escintigrafía, tomografía de emisión de positrones o tomografía computada de emisión de fotón único. Todas estas técnicas implican la inyección de sustancias radiactivas, con riesgos de seguridad potenciales tanto para el paciente como para el equipo médico, y el uso de un equipo de formación de imágenes caro; esto imposibilita inevitablemente su uso generalizado.

La presente invención se basa en el hallazgo de que la formación de imágenes por ultrasonidos que implica la destrucción o modificación de agentes de contraste inducida por ultrasonidos puede usarse para dar una medida de la perfusión de tejidos, permitiendo de esta manera una medida fácil y barata de las velocidades relativas de perfusión de tejidos en cualquier tejido susceptible a la formación de imágenes por ultrasonidos.

Actualmente hay un conjunto limitado de técnica antecedente relacionado con la formación de imágenes por ultrasonidos que implica la destrucción de un agente de contraste. En el documento US-A-5425366 se establece que ciertos tipos de agentes de contraste por ultrasonidos microparticulados, por ejemplo microcápsulas poliméricas que contienen gas, pueden visualizarse mediante técnicas de color Doppler a pesar de ser esencialmente inmóviles, por ejemplo como resultado de la captación por el sistema de retículo endotelial. Se propone que los niveles de energía de irradiación relativamente altos asociados con investigaciones de color Doppler provocan que las micropartículas exploten, generando de esa manera señales sensibles a Doppler descritas como "emisión acústica estimulada acústicamente", aunque parece más probable que en la práctica el detector interprete la discontinuidad en la señal retrodispersada como un suceso de movimiento y genera una visualización apropiada. Se entenderá que como esta técnica está relacionada exclusivamente con la detección de micropartículas de agente de contraste esencialmente inmóviles es inherentemente inaplicable a la medida de velocidades de perfusión.

El documento US-A-5456257 describe la detección de agentes de contraste de microburbuja recubierta en los cuerpos de pacientes aplicando pulsos de irradiación de ultrasonidos a niveles de energía suficientes para destruir las microburbujas recubiertas e identificar los sucesos de destrucción de microburbuja usando detección no sensible a fase (por ejemplo, detección de sobre) y diferenciación de los ecos recibidos de las transmisiones de ultrasonidos sucesivas. Después de la primera transmisión, la energía acústica que emana de los sitios de destrucción de microburbuja es recibida por un transductor ultrasónico y la señal en forma de onda resultante se somete a una detección de amplitud; los ecos que se reciben de una transmisión posterior se detectan de una manera similar y las señales de los dos periodos de recepción se diferencian en una base espacial. Típicamente, las señales derivadas del segundo periodo de recepción se restan de las derivadas del primer periodo de recepción para generar señales que emanan de los sucesos de destrucción de microburbuja para excluir otras señales; puede aplicarse formación de umbrales para eliminar las variaciones que surgen de los movimientos del tejido y de los fluidos que fluyen. Aunque las señales pueden procesarse usando sistemas sostenidos y/o contando sucesos en una región dada del cuerpo durante un periodo de tiempo, dando de esta manera una indicación de flujo a granel de sangre que contiene el agente de contraste, por ejemplo, las cavidades del corazón, no se sugiere que la técnica pueda usarse para cuantificar el flujo de sangre capilar dentro del tejido, es decir, para medir la perfusión.

El documento WO-A-9613213 describe métodos para detectar la perfusión de tejidos que implica la destrucción de un agente de contraste in situ inducida por ultrasonidos aplicando energía de ultrasonidos, detectándose los sucesos de destrucción resultantes usando formación de imágenes armónicas. No se sugiere que el caudal de agente de contraste adicional hacia la región de formación de imágenes diana pueda cuantificarse para medir la perfusión del tejido, que como se describe posteriormente en este documento es una característica clave de la presente invención.

El documento US-A-5040537 describe un método para medir el caudal sanguíneo, por ejemplo en una arteria coronaria, en el que las microcápsulas que contienen gas se administran por vía intravenosa a un paciente. Las microcápsulas se fracturan para liberar las microburbujas de gas aplicando una onda de choque hacia el vaso sanguíneo específico, por ejemplo la raíz aórtica, y el caudal de las microburbujas resultantes en la sangre en ese vaso se mide por ultrasonidos. Dichas medidas de velocidad sencillas, sin embargo, no pueden usarse fácilmente para obtener datos de perfusión de tejidos.

La presente invención usa un primer pulso o serie de pulsos de alta energía de ultrasonidos para destruir o modificar sensiblemente una cantidad reconocible del agente de contraste dentro de una región diana, aunque en lugar de emplear pulsos posteriores para detectar señales de fondo para restarlas de la primera secuencia de detección la invención usa los pulsos posteriores para detectar el flujo de agente de contraste "nuevo" o no modificado (y por lo tanto, de sangre) en la región diana. Las intensidades normalizadas de las señales detectadas con respecto a dicho flujo se representan en una escala lineal frente al tiempo para que pueda cuantificarse el caudal; esto permite determinar parámetros tales como la fracción de volumen sanguíneo vascular, el tiempo de tránsito medio y la perfusión de tejidos con respecto al estado vascular local dentro de la región diana. La alta energía inicial de pulso o pulsos puede usarse, por ejemplo, para aclarar una región diana definida de manera muy compacta del agente de contraste detectable de manera que un frente agudo de agente de contraste adicional, que puede detectable y cuantificarse fácilmente por la formación de imágenes por ultrasonidos, fluye después hacia esta región. La capacidad para generar frentes agudos de agentes de contraste en movimiento en regiones diana de interés hace al método sustancialmente ventajoso respecto a los intentos anteriores para estimar las velocidades de introducción de agentes de contraste hacia el tejido inmediatamente después de la inyección, ya que el frente del agente de contraste inyectado se suavizará o se difundirá por el paso a través de los pulmones y el corazón. Como alternativa el pulso o pulsos iniciales pueden usarse para modificar la ecogenicidad del agente de contraste, por ejemplo activando un agente de contraste en forma de precursor para producir una elevación en la región diana. El transcurso de tiempo de cambio de ecogenicidad durante y después de la exposición a ultrasonidos puede dar información sobre el estado vascular local, por ejemplo el volumen sanguíneo regional y la perfusión. Por ejemplo, la velocidad de eliminación del agente de contraste, que se ha activado por exposición a ultrasonidos, puede determinarse y usarse, por lo tanto, para mapear la perfusión.

Por lo tanto, de acuerdo con un aspecto de la presente invención, se proporciona el uso de un agente de contraste por ultrasonidos en la fabricación de un material de diagnóstico para usar en la medida de la perfusión de tejidos en un sujeto humano o en un animal no humano, donde una cantidad eficaz de dicho agente de contraste por ultrasonidos debe administrarse a dicho sujeto, el tejido en una región diana debe irradiarse con al menos un pulso de ultrasonidos que tiene energía suficiente para destruir o modificar sensiblemente las propiedades ecogénicas de una cantidad reconocible del agente de contraste en dicha región diana seguido de la detección ultrasónica de señales con respecto al flujo de cualquier agente de contraste hacia dicha región diana o agente de contraste modificado fuera de dicha región diana, y representando las intensidades normalizadas de dichas señales detectadas en una escala lineal frente al tiempo para permitir la cuantificación de la velocidad de dicho flujo.

Puede emplearse una amplia variedad de agentes de contraste de ultrasonidos de acuerdo con la invención; más habitualmente estos agentes de contraste serán agentes que contienen gas o que generan gas. Los ejemplos representativos de dichos agentes de contraste incluyen microburbujas de gas estabilizadas (por ejemplo, al menos parcialmente encapsuladas) mediante una membrana superficial resistente a coalescencia (por ejemplo, de gelatina, por ejemplo como se describe en el documento WO-A-8002365), una proteína filmogénica (por ejemplo, una albúmina tal como albúmina de suero humano, por ejemplo como se describe en los documentos US-A-4718433, US-A-4774958, US-A-4844882, EP-A-0359246, WO-A-9112823, WO-A-9205806, WO-A-9217213, WO-A-9406477 o WO-A-9501187), un material polimérico (por ejemplo, un polímero biodegradable sintético como se describe en el documento EP-A-0398935, una membrana polimérica interfacial elástica como se describe en el documento EP-A-0458745, un polialdehído biodegradable microparticulado como se describe en el documento EP-A-0441468, un derivado de ácido N-dicarboxílico microparticulado de una imida policíclica de un poliaminoácido como se describe en el documento EP-A-0458079, o un polímero biodegradable como se describe en los documentos WO-A-9317718 o WO-A-9607434), un material de formación de pared no polimérico y no polimerizable (por ejemplo, como se describe en el documento WO-A-9521631), o un tensioactivo (por ejemplo, un tensioactivo copolimérico de bloque de polioxietileno-polioxipropileno tal como un Pluronic, un tensioactivo polimérico como se describe en el documento WO-A-9506518, o un tensioactivo de formación de película tal como un fosfolípido, por ejemplo como se describe en los documentos WO-A-9211873, WO-A-9217212, WO-A-9222247, WO-A-9428780, WO-A-9503835, WO-A-9640275 o WO-A-9729783.

Otros agentes de contraste que contienen gas útiles incluyen sistemas sólidos que contienen gas, por ejemplo micro-partículas (especialmente agregados de micropartículas) que contienen gas en su interior o que están asociadas de otra manera con el mismo (por ejemplo, que se adsorbe sobre la superficie de las mismas y/o que está contenido dentro de huecos, cavidades o poros de su interior, por ejemplo como se describe en los documentos EP-A-0122624, EP-A-0123235, EP-A-0365467, WO-A-9221382, WO-A-9300930, WO-A-9313802, WO-A-9313808 o WO-A-9313809).

Las formulaciones de agente de contraste multicomponente, que comprenden por ejemplo una composición que contiene una fase gaseosa dispersa y una composición que comprende un componente volátil capaz de transferirse hacia dicha fase gaseosa dispersa in vivo, por ejemplo por difusión, pueden ser útiles también. Dichos agentes de contraste se describen en la memoria descriptiva de nuestra Solicitud de Patente Internacional Nº PCT/IGB97/02898 (publicada como documento WO-A-9817324). Si se desea, pueden prepararse en forma de precursor de manera que el agente de contraste solo presenta una ecogenicidad significativa después de la activación por ultrasonicación de alta energía.

Cuando se emplean composiciones que contienen fosfolípidos de acuerdo con la invención, por ejemplo en forma de microburbujas de gas estabilizadas con fosfolípidos, los ejemplos representativos de fosfolípidos útiles incluyen lecitinas (es decir fosfatidilcolinas), por ejemplo lecitinas naturales tales como lecitina de yema de huevo o lecitina de soja y lecitinas sintéticas o semisintéticas tales como dimiristoilfosfatidilcolina, dipalmitoilfosfatidilcolina o diestearoilfosfatidilcolina; ácidos fosfatídicos; fosfatidiletanolaminas; fosfatidilserinas; fosfatidilgliceroles; fosfatidilinositoles; cardiolipinas; esfingomielinas; análogos fluorados de cualquiera de los anteriores; mezclas de cualquiera de los anteriores y mezclas con otros lípidos tales como colesterol. El uso de fosfolípidos predominantemente (por ejemplo al menos el 75%) que comprenden moléculas que llevan individualmente una carga global neta, por ejemplo una carga negativa, por ejemplo como en las fosfatidilserinas de origen natural (por ejemplo, derivadas de soja o de yema de huevo), semisintéticas (por ejemplo, parcial o totalmente hidrogenadas) y sintéticas, fosfatidilgliceroles, fosfatidilinositoles, ácidos fosfatídicos y/o cardiolipinas, puede ser particularmente ventajoso.

Puede estar presente cualquier gas biocompatible en los agentes de contraste de ultrasonidos que contienen gas usados de acuerdo con la invención, incluyendo el término "gas", como se usa en este documento, cualquier sustancia (incluyendo mezclas) sustancialmente o completamente en forma gaseosa (incluyendo vapor) a la temperatura normal del cuerpo humano de 37ºC. El gas puede comprender, por ejemplo, aire; nitrógeno; oxígeno; dióxido de carbono; hidrógeno; un gas inerte tal como helio, argón, xenón o criptón; un fluoruro de azufre tal como hexafluoruro de azufre, decafluoruro de diazufre o pentafluoruro de trifluorometil azufre; hexafluoruro de selenio; un silano opcionalmente halogenado tal como metilsilano o dimetilsilano; un hidrocarburo de bajo peso molecular (por ejemplo, que contiene hasta 7 átomos de carbono), por ejemplo un alcano tal como metano, etano, un propano, un butano o un pentano, un cicloalcano tal como ciclopropano, ciclobutano o ciclopentano, un alqueno tal como etileno, propeno, propadieno o un buteno, o un alquino tal como acetileno o propino; un éter tal como dimetil éter; una cetona; un éster; un hidrocarburo halogenado de bajo peso molecular (por ejemplo, que contienen hasta 7 átomos de carbono); o una mezcla de cualquiera de los anteriores. Ventajosamente al menos algunos de los átomos de halógeno en los gases halogenados son átomos de flúor; por lo tanto, los gases de hidrocarburo halogenados biocompatibles pueden seleccionarse, por ejemplo, entre bromoclorodifluorometano, clorodifluorometano, diclorodifluorometano, bromotrifluorometano, clorotrifluorometano, cloropentafluoroetano, diclorotetrafluoroetano, clorotrifluoroetileno, fluoroetileno, fluoruro de etilo, 1,1-difluoroetano y perfluorocarbonos, por ejemplo perfluoroalcanos tales como perfluorometano, perfluoroetano, perfluoropropanos, perfluorobutanos (por ejemplo perfluoro-n-butano, opcionalmente mezclados con otros isómeros tales como perfluoro-iso-butano), perfluoropentanos, perfluorohexanos y perfluoroheptanos; perfluoro-alquenos tales como perfluoropropeno, perfluorobutenos (por ejemplo perfluorobut-2-eno) y perfluorobutadieno; perfluoroalquinos tales como perfluorobut -2-ino; y perfluorocicloalcanos tales como perfluorociclobutano, perfluorometilciclobutano, perfluorodimetilciclobutanos, perfluorotrimetilciclobutanos, perfluorociclopentano, perfluorometilciclopentano, perfluorodimetilciclopentanos, perfluorociclohexano, perfluorometilciclohexano y perfluorocicloheptano. Otros gases halogenados incluyen cloruro de metilo, cetonas fluoradas (por ejemplo, perfluoradas) tales como perfluoroacetona y éteres fluorados (por ejemplo, perfluorados) tales como perfluorodietil éter. El uso de gases perfluorados, por ejemplo, hexafluoruro de azufre y perfluorocarbonos tales como perfluoropropano, perfluorobutanos y perfluoropentanos, puede ser particularmente ventajoso en vista a la alta estabilidad reconocida en el torrente sanguíneo de microburbujas que contienen dichos gases.

El pulso o pulsos iniciales de alta energía de ultrasonidos puede provocar, por ejemplo, la destrucción de agentes de contraste que contienen gas, por ejemplo rompiendo membranas superficiales estabilizadoras tales como proteínas, polímeros o tensioactivos formadores de película, y/o promoviendo la disolución del contenido de gas dentro de los fluidos del tejido circundante. Se entenderá, sin embargo, que no es necesario destruir totalmente la ecogenicidad del agente de contraste en la región diana, siendo suficiente modificar su "identificación acústica" de manera que puede distinguirse de manera ultrasónica del agente de contraste "nuevo" que se introduce posteriormente. Por lo tanto, por ejemplo, la rotura parcial o completa inducida por ultrasonidos del material de revestimiento de encapsulación puede generar microburbujas de gas que oscilan más libremente que el gas encapsulado en el agente de contraste y por lo tanto muestran propiedades acústicas sensiblemente modificadas. Como alternativa la irradiación inicial con ultrasonidos puede inducir otros cambios que modifican la ecogenicidad en parámetros tales como la composición, dimensiones y/o propiedades mecánicas de los restos del agente de contraste; esto puede usarse, por ejemplo, para dirigir la activación de un agente de contraste en forma de precursor.

Si se desea, el agente de contraste puede diseñarse para que sea particularmente sensible a la rotura por el pulso o pulsos iniciales de ultrasonidos, limitando de esta manera la intensidad requerida para la irradiación inicial con ultrasonidos. Esto puede conseguirse, por ejemplo, empleando un material lípido anfífilo estabilizador en forma de monocapas; el uso de material anfífilo cargado, por ejemplo fosfolípidos cargados negativamente, puede estimular la formación de monocapas como resultado de la repulsión electrónica entre membranas lipídicas cargadas.

Pueden usarse diversas técnicas de formación de imágenes por ultrasonidos para detectar y cuantificar el flujo de entrada de agente de contraste adicional después de la irradiación inicial con ultrasonidos, por ejemplo para generar una medida referida al tiempo que muestra una imagen relacionada con la perfusión de la entrada de agente de contraste a la región diana y permitiendo de esta manera discriminar entre áreas de diferente perfusión. La imagen deseada puede obtenerse del análisis de escanlinas individuales o en una base de fotograma a fotograma; lo primero puede ser ventajoso en áreas con altas velocidades de perfusión para obtener un número suficiente de muestras para distinguir áreas con diferente perfusión, mientras que lo último puede preferirse en áreas con bajas velocidades de perfusión.

Los modos de formación de imágenes que pueden emplearse incluyen formación de imágenes en modo B y basadas en Doppler, por ejemplo técnicas Doppler de onda de pulsos tales como formación de imágenes por Doppler en polvo. Si se desea pueden usarse las técnicas de formación de imágenes no lineales basadas en efectos tales como armónicos superiores (por ejemplo a 2, 3, 4 …. veces la frecuencia de formación de imágenes), subarmónicos (por ejemplo a 1/2, 1/3, 2/3, 3/4 …. de frecuencia de formación de imágenes), ultraarmónicos (por ejemplo a 3/2, 5/4 …. veces la frecuencia de formación de imágenes) y frecuencias de suma o diferencia (por ejemplo derivada de dichos armónicos y frecuencia de formación de imágenes), por ejemplo como se describe en el documento US-A-5410516, así como las técnicas basadas en la detección de la suma o diferencia de frecuencias producida por dos señales de ultrasonidos incidentes de diferentes frecuencias, por ejemplo como se describe en la Solicitud de Patente de Estados Unidos publicada Nº 08/440.266. La segunda formación de imágenes armónicas puede ser particularmente ventajosa. Las combinaciones de las técnicas anteriores, por ejemplo, como en la formación de imágenes por Doppler en polvo del segundo armónico también puede ser útil. En general, las imágenes obtenidas pueden mostrarse, por ejemplo, como mapas de color que representan velocidades de perfusión y, si se desea, pueden superponerse sobre imágenes en modo B de la región diana.

La invención puede adaptarse hacia la cuantificación de las velocidades de perfusión esperadas mediante la selección apropiada del nivel de energía del pulso o pulsos iniciales de ultrasonidos (y, por lo tanto, el tamaño de la región investigada que contiene el agente de contraste destruido o modificado) y los parámetros posteriores de formación de imágenes por ultrasonidos, particularmente la velocidad de fotograma o el tiempo entre pulsos individuales; cuando sea apropiado, puede emplearse estimulación con ECG. Si se desea, los resultados individuales pueden promediarse espacialmente, por ejemplo de una manera conocida per se.

La invención permite medir velocidades de perfusión bajas que están por debajo de los límites de detección de las técnicas Doppler convencionales, y puede usarse también para estimar velocidades de perfusión relativas en el miocardio cuando el movimiento del tejido hace ineficaz a la formación de imágenes Doppler convencional. La formación de imágenes del miocardio se realiza ventajosamente un tiempo suficiente después de la inyección del agente de contraste para que haya pasado su pico de concentración en el ventrículo izquierdo, de manera que se minimiza la atenuación indeseada por la sangre ventricular izquierda que contiene el agente de contraste, y para velocidades de introducción de agente de contraste al tejido miocárdico que hayan alcanzado un estado aproximadamente estacionario. Los patrones de flujo esencialmente aleatorios mostrados por la sangre y el agente de contraste a nivel capilar aseguran que el método de la invención, cuando se usan para medir a este nivel, evitan resultados potencialmente anómalos que podrían surgir cuando el patrón de flujo predominante sea sustancialmente perpendicular al sistema de exploración y, por lo tanto, relativamente indetectable. La invención tiene también la ventaja de que sus resultados son sustancialmente independientes de la retrodispersión del propio miocardio; esto es ventajoso ya que los niveles de dicha retrodispersión pueden variar considerablemente para las diferentes regiones del miocardio como resultado de las diferencias en la ecogenicidad de dichas regiones y en las propiedades atenuantes del tejido, fluido etc. adyacente al mismo situado entre dichas regiones y el transductor de ultrasonidos. Además, los resultados obtenidos por el método son independientes de la dosis de agente de contraste administrada, puesto que esto es suficiente para permitir la irradiación inicial de ultrasonidos para provocar la modificación o destrucción distinguible de los efectos ecogénicos del agente de contraste.

Los siguientes Ejemplos no limitantes sirven para ilustrar la invención.

Breve descripción de los dibujos

En los dibujos adjuntos, las Figs. 1-3 son curvas tiempo-intensidad normalizadas obtenidas de acuerdo con los procedimientos de los Ejemplos 1-3, respectivamente. La intensidad se representa en unidades lineales (LU).

Ejemplo 1

A un perro anestesiado se le administra una inyección intravenosa que comprende 2 ml de una suspensión acuosa de un agente de contraste microparticulado que contiene gas como se describe en el documento WO-A-9317718. Un minuto después de la inyección se explora el corazón durante aproximadamente 10 segundos usando un escáner Vingmed Sound System 5 que transmite a 3,7 MHz y a alta potencia acústica, destruyendo de esta manera todo el agente de contraste en el corte de formación de imágenes. La potencia de salida se reduce después rápidamente en 12 dB produciéndose un aumento de ganancia de compensación de 12 dB, y los fotogramas posteriores en modo B para diversos latidos del corazón se convierten por exploración y se almacenan digitalmente: se prepara una representación de la señal de intensidad normalizada en una escala lineal frente al tiempo como se muestra en la Fig. 1, representando cada punto temporal la media para una región de 5x5 píxeles. Esta representación muestra la irradiación por ultrasonidos de alta potencia que empieza a los 5 segundos; la curva de introducción empieza a los 15 segundos cuando la potencia de salida se reduce, y muestra un tiempo de semi-pico (el "semi-tiempo") de aproximadamente 0,7 segundos, lo que indica que la región de la que se han obtenido las imágenes está perfundida normalmente. Se genera una imagen de semi-tiempo ajustando los semi-tiempos de introducción a una curva monoexponencial; esta imagen, que representa una imagen de perfusión, se pseudocolorea y superpone sobre la imagen en modo B. La imagen de perfusión muestra una perfusión normal para todas las regiones del miocardio.

Ejemplo 2

La arteria coronaria izquierda de un perro anestesiado se ocluyó parcialmente para reducir el flujo de sangre coronaria a una región del miocardio, simulando de esta manera el efecto de una estenosis de la arteria coronaria. Después se administró al perro una inyección intravenosa que comprendía 2 ml de una suspensión acuosa de un agente de contraste microparticulado que contiene gas como se describe en el documento WO-A-9317718. Un minuto después de la inyección se exploró el corazón durante aproximadamente 10 segundos usando un escáner HDI 3000 con un transductor P5-3 que transmite a 2,7 MHz y una potencia acústica media, destruyendo de esta manera una fracción significativa del agente de contraste en el corte de formación de imágenes. El escáner se ajustó después rápidamente en el modo estimulado con ECG, recibiendo a 45,4 MHz (es decir, el segundo armónico), y los fotogramas sistólicos finales para diversos latidos del corazón se almacenaron digitalmente. La destrucción mínima de un agente de contraste ocurrió durante el funcionamiento en modo estimularon con ECG como resultado de una exposición global reducida a ultrasonidos, de manera que las curvas de introducción que representan el flujo de entrada de agente de contraste nuevo se derivaron rápidamente de las intensidades de señal del segundo armónico. La Fig. 2 muestra las representaciones resultantes de intensidades de señal normalizadas en una escala lineal frente al tiempo, representando cada punto la media de una región de 5x5 píxeles. Los círculos vacíos muestran los resultados de una región de perfusión baja, mientras que los círculos rellenos se toman de una región prefundida normalmente. Un cero en el eje del tiempo corresponde al punto en el que comienza la estimulación con ECG. Las líneas dibujadas muestran el ajuste de mínimos cuadrados para estos dos conjuntos de datos. La línea continua representa una curva con respecto a una región prefundida normalmente y muestra un tiempo hasta el semi-pico de aproximadamente 0,7 segundos. La línea discontinua representa una curva con respecto a la región de perfusión baja, con un tiempo hasta el semi-pico de aproximadamente 6 segundos, es decir, aproximadamente ocho veces mayor de lo normal. Puede prepararse una imagen pseudo-coloreada que representa los semi-tiempos de introducción y superponerse sobre la imagen en modo B.

Ejemplo 3

(a) Se calienta fosfatidilserina hidrogenada (100 mg) en una solución al 2% de propilenglicol en agua purificada (20 ml) a 80ºC durante 5 minutos y se deja que la dispersión resultante se enfríe a temperatura ambiente durante una noche. Se transfieren porciones de 1 ml a viales de 2 ml, el espacio de cabeza por encima de cada porción se lava abundantemente con gas perfluorobutano, y los viales se agitan durante 45 segundos usando una mezcladora Espe CapMix@ para materiales dentales, produciendo dispersiones de microburbujas de color blanco lechoso.

(b) Una muestra de la dispersión preparada en la parte (a) anterior se lava tres veces por centrifugación y se retira el infranadante, añadiéndose posteriormente un volumen igual de solución de sacarosa al 10%. La dispersión resultante se liofiliza y después se redispersa en agua destilada, produciendo una dispersión de microburbujas blanca lechosa con un diámetro medio en volumen de 3,5 \mum, medido usando un contador Coulter.

(c) Se calienta fosfatidilserina hidrogenada (100 mg) en agua purificada (20 ml) a 80ºC durante 5 minutos y la dispersión resultante se enfría a 0ºC durante una noche. Se transfiere 1 ml de la dispersión a un vial de 2 ml, al que se añaden 200 \mul de 2-metilbutano (p.e. 28ºC). El vial se agita después durante 45 segundos usando una CapMix@ para producir una emulsión del componente difundible que se almacena a 0ºC cuando no se usa.

Se prepara una jeringuilla de inyección que contienen una cantidad de la dispersión del gas perfluorobutano preparada en la parte (b) anterior que corresponde a 2 \mul de contenido de gas junto con una jeringuilla de inyección que contiene una cantidad de la emulsión de 2-metilbutano preparada en la parte (c) anterior que corresponde a 2 \mul de contenido de gas y los contenidos se inyectan simultáneamente a un perro usando un conector con forma de Y y un catéter insertado en la vena de la extremidad superior.

Un minuto después de la inyección se explora el corazón durante aproximadamente 10 segundos usando un escáner ATL HDI 3000 que transmite a 2,7 MHz y a alta potencia acústica, y que recibe a 5,4 MHz; esta irradiación con ultrasonidos de alta energía genera microburbujas de gas libres semi-estables, dando como resultado una potenciación significativa de la intensidad de retrodispersión desde el miocardio. La potencia de salida se reduce después rápidamente en 12 dB produciéndose un aumento de ganancia de compensación de 12 dB, y los fotogramas posteriores del segundo armónico para diversos latidos del corazón se almacenan digitalmente. Se prepara una representación de la intensidad de señal normalizada a escala lineal frente al tiempo como se muestra en la Fig. 3, representando cada punto temporal la media para una región de 5x5 píxeles. Esta representación muestra la irradiación con ultrasonidos de alta potencia que empieza a los 5 segundos y que genera una aumento rápido en la retrodispersión; la curva de eliminación comienza a los 15 segundos cuando se reduce la potencia de salida, y muestra una vida media de aproximadamente 3,5 segundos, lo que indica que la región de la que se han tomado las imágenes está hipoperfundida. Se prepara una imagen pseudo-coloreada del semi-tiempo de eliminación y se superpone sobre la imagen en modo B del segundo armónico; las regiones de baja perfusión se identifican fácilmente y se clasifican como mal perfundidas.

Claims (13)

1. Uso de un agente de contraste por ultrasonidos en la fabricación de un material de diagnóstico para usar en la medida de la perfusión de tejidos en un sujeto humano o un animal no humano, donde una cantidad eficaz de dicho agente de contraste por ultrasonidos debe administrarse a dicho sujeto, el tejido en una región diana debe irradiarse con al menos un pulso de ultrasonidos que tenga energía suficiente para destruir o modificar sensiblemente las propiedades ecogénicas de una cantidad reconocible del agente de contraste en dicha región diana seguido de la detección ultrasónica de señales con respecto al flujo del agente de contraste adicional hacia dicha región diana o del agente de contraste modificado fuera de dicha región diana, y representando las intensidades normalizadas de dichas señales detectadas en una escala lineal frente al tiempo para permitir la cuantificación de la velocidad de dicho flujo.

2. Uso de acuerdo con la reivindicación 1 en el que el agente de contraste comprende un gas biocompatible.

3. Uso de acuerdo con la reivindicación 2 en el que dicho gas comprende un haluro de azufre o un perfluorocarbono.

4. Uso de acuerdo con la reivindicación 3 en el que dicho perfluorocarbono comprende un perfluorobutano.

5. Uso de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 4 en el que dicho gas se estabiliza
mediante un material lipídico anfífilo.

6. Uso de acuerdo con la reivindicación 5 en el que dicho material lipídico anfífilo comprende un lípido formador de membrana.

7. Uso de acuerdo con la reivindicación 6 en el que dicho lípido formador de membrana comprende un fosfolípido.

8. Uso de acuerdo con la reivindicación 7 en el que al menos el 75% de dicho lípido formador de membrana comprende un fosfolípido cargado negativamente.

9. Uso de acuerdo con la reivindicación 8 en el que dicho fosfolípido cargado negativamente comprende al menos una fosfatidilserina.

10. Uso de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 en el que la detección ultrasónica y cuantificación de la velocidad de flujo del agente de contraste adicional hacia la región diana se realiza usando formación de imágenes en modo B o basadas en Doppler.

11. Uso de acuerdo con la reivindicación 10 en el que se emplean técnicas de formación de imágenes no lineales.

12. Uso de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11 en el que el caudal del agente de contraste adicional hacia la región diana se muestra en forma de mapa de color.

13. Uso de acuerdo con la reivindicación 12 en el que dicho mapa de color se superpone sobre la imagen en modo B de la región diana.