ES2316367T3 - Aparato para terapia lipolitica. - Google Patents

Abstract

una matriz (10) de elementos de transductor de ultrasonidos (12) para generar un haz de energía de ultrasonidos; y sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) operable para excitar simultáneamente dichos elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes retardos de fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas (36); caracterizado porque dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar: i) para excitar diferentes elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes amplitudes y fases; ii) aplicar simultáneamente un primer conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas focales (36); y además iii) aplicar simultáneamente un segundo conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de zonas focales (38).

Description

Aparato para terapia lipolítica.

Campo del invento

Este invento se refiere a un aparato para practicar la ablación de grasa humana mediante la destrucción por ultrasonidos de células según un patrón seleccionable particularmente adecuado para la terapia lipolítica.

Antecedentes del invento

La retirada permanente de grasa del cuerpo humano es un objetivo sumamente deseable pero muy difícil de conseguir. Las dietas o el aprendizaje de buenos hábitos de comida son efectivos hasta un cierto punto, pero no son soluciones a largo plazo para la mayoría de las personas; tampoco son estas soluciones efectivas en situaciones en las que haya depósitos grasos no deseables localizados en el cuerpo.

Típicamente, las células grasas son producidas por el cuerpo humano solamente hasta la pubertad. Después, las células grasas entonces existentes se expanden y se contraen con la acumulación y la liberación de grasas, pero no cambian en número. Si se destruyen células grasas después de la pubertad, las células grasas que queden tratarán de compensar en cierta medida, pero aproximadamente el 70% de la grasas de las células destruidas jamás serán recuperadas por el cuerpo.

Un método convencional para destruir las células grasas es el de la terapia lipolítica, o liposucción, en la cual la totalidad o parte de la capa de células grasas subcutánea en las áreas objetivo del cuerpo, se retiran por vía quirúrgica. Éste es un procedimiento sumamente invasivo y potencialmente desfigurador, con una recuperación larga e incómoda debido a la separación resultante de la piel del cuerpo. Por esta razón, la liposucción no es práctica para la terapia de control del peso, sino únicamente para remodelación del cuerpo en áreas limitadas.

Con objeto de conseguir que la terapia por destrucción de células grasas sea práctica para el control del peso, es necesario destruir las células grasas de tal modo que quede una red de tejido subcutáneo suficiente para soportar la piel mientras las células grasas destruidas son absorbidas y los tejidos subcutáneos cicatrizan. En otras palabras, las células grasas deben ser destruidas en áreas pequeñas, aisladas, no conectadas, en cualquier tratamiento dado. Al mismo tiempo, es necesario destruir las células grasas en número suficiente y con la necesaria rapidez para hacer que tal terapia sea práctica. Con ninguna técnica anterior se ha podido conseguir esto.

Además, se han hecho intentos en la técnica anterior de destruir selectivamente el tejido por hipertermia, es decir, por calentamiento por ultrasonidos. En la técnica anterior, sin embargo, tales procedimientos han elevado la temperatura en la zona de destrucción hasta 40ºC. A esa temperatura se precisan minutos o incluso horas de exposición para destruir el tejido.

En el documento EP-A-0367117 se describen un conductor de ultrasonidos y un método para operar el transductor de modo que éste genere un haz de energía de ultrasonidos que se enfoca en una pluralidad de zonas focales individualizadas. El transductor de ultrasonidos está formado por grupos separados de elementos de transductor, estando los elementos de cada grupo adaptados específicamente para enfocar un haz dentro de una zona focal respectiva. El enfoque en las diferentes zonas se consigue aplicando para ello señales de excitación, que tienen diferentes retardos de temporización, a los elementos del transductor en los diferentes grupos.

Compendio del invento

El presente invento proporciona un transductor de ultrasonidos que comprende: una matriz de elementos de transductor de ultrasonidos para generar un haz de energía de ultrasonidos; y sistema de circuitos de excitación operable para excitar simultáneamente a dichos elementos de transductor de dicha matriz con señales de excitación que tienen diferentes retardos de fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas; caracterizado porque dicho sistema de circuitos de excitación puede funcionar: i) para excitar los diferentes elementos de transductor de dicha matriz con señales de excitación que tienen diferentes amplitudes y fases; ii) para aplicar simultáneamente un primer conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor con objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas focales; y además, iii) para aplicar simultáneamente un segundo conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de zonas focales.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es un diagrama esquemático que ilustra el enfoque de una matriz de transductores puestos en fase;

La Fig. 2 es un diagrama esquemático que ilustra el enfoque de la matriz de la Fig. 1 en una pluralidad de puntos focales;

La Fig. 3 es un diagrama bloque del sistema de puesta en fase del invento;

La Fig. 4 es un organigrama que ilustra la operación del microprocesador de la Fig. 3;

La Fig. 5a es una vista en alzado lateral de una matriz enfocada en línea;

La Fig. 5b es un corte dado a lo largo de la línea 5b-5b de la Fig. 5a;

La Fig. 6 es una vista frontal de una matriz enfocable tridimensionalmente; y

Las Figs. 7-9 representan varios patrones que pueden conseguirse con el invento.

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Descripción de la realización preferida

En la técnica anterior se han usado satisfactoriamente los ultrasonidos enfocados de alta intensidad (HIFU) para destruir tejido, en particular en la cirugía de la próstata. El haz de HIFU concentra en su zona focal suficiente energía calorífica como para destruir las células que estén en esa zona, pero no daña significativamente las células que estén fuera de su zona focal. Es por lo tanto posible, con los HIFU destruir un grupo de células muy bien localizado desde un lugar próximo, accesible desde el exterior, sin cortar no dañar el tejido que rodea al grupo de células (es decir, destruyendo el tejido de la próstata a lo largo de la uretra desde el recto).

La aplicación de la tecnología de HIFU para la destrucción selectiva y sustancialmente instantánea (es decir, la ablación) de las células grasas subcutáneas desde el exterior del cuerpo, plantea sin embargo problemas significativos. Un problema fundamental es el hecho de que cuando se aplica una matriz de transductores a la piel para la transmisión transcutánea de energía de ultrasonidos, la capa de grasa del cuerpo tiene una dimensión que es mucho menor en la dirección axial del haz de ultrasonidos que en las direcciones transversales al mismo. La zona focal del haz, sin embargo, es relativamente larga en la dirección axial, y estrecha en las direcciones transversales.

La dimensión axial de la zona focal puede acortarse, si es más larga que la profundidad de la capa de células grasas, aumentando para ello la frecuencia de la señal de ultrasonidos. Sin embargo, puesto que la relación entre la longitud y la anchura de la zona focal permanece constante, el volumen de la zona focal se hace muy pequeño, y la destrucción de algunos kilos de tejido graso pudiera llevar muchas horas.

Se podría considerar aumentar la potencia y ya fuese explorar físicamente con el transductor más rápidamente, o bien usar una matriz y explorar electrónicamente con el haz más rápidamente. Ninguna de estas dos soluciones es satisfactoria, debido a que para una cierta intensidad del hz, se produce cavitación, y los grados de aumento de la intensidad no producen un aumento proporcional del régimen de calentamiento. Además, las burbujas producidas por la cavitación hacen que el haz se comporte de un modo impredecible.

El presente invento hace que resulte práctica la destrucción de células grasas por ultrasonidos, incluso en pacientes con una capa de células grasas relativamente delgada, usando para ello una matriz para crear múltiples zonas focales al mismo tiempo. La potencia del transductor se usa para llevar a cada zona a un nivel de ablación (es decir, de aproximadamente 80ºC) inmediatamente por debajo de, o justo para, la cavitación, en vez de poner a una zona que sobrepase la temperatura de cavitación. Estas zonas pueden estar dispuestas lateralmente, o bien estar dispuestas sobre una matriz arbitraria. Con esta solución se evita el problema de la cavitación, y tiene además otras ventajas:

1)

La dimensión axial puede mantenerse pequeña o ser ajustada como sea necesario, controlando para ello electrónicamente las dimensiones de las zonas focales.

2)

El régimen de destrucción de células puede ser alto, debido a que la suma de los volúmenes de las múltiples zonas es alta.

3)

La matriz de zonas focales puede ser ajustada para diferentes formas y convergencias durante el tratamiento, para acomodarla a los diferentes individuos.

4)

Las zonas focales pueden ser ajustadas para permitir que entre el tejido destruido permanezca una matriz similar una esponja de tejido vivo. Esto representa una gran ventaja sobre la liposucción, en donde se destruye la capa entera, desconectando esencialmente la piel del cuerpo. Con la liposucción, el paciente ha de ser puesto en un traje para el cuerpo, para sujetar la piel al cuerpo durante la recuperación. Conservando viva la matriz, el paciente puede dejar el tratamiento y volver a sus actividades normales, con un tiempo mínimo o nulo de recuperación.

La tecnología de este invento no queda limitada a la destrucción de células grasas. Puede ser usada igualmente bien para otras condiciones médicas en las que estén implicadas células subcutáneas que hayan de ser eliminadas. En estas se incluyen los pechos de hombre agrandados, los tumores grasos benignos, la lipomatosis, la excesiva sudoración bajo los brazos, el tejido adiposo post traumático, y otras.

En otros órganos informales, pueden no ser necesarias la amplia cobertura lateral ni la estrecha cobertura axial, pero frecuentemente la configuración de la zona de destrucción es útil y a veces necesaria. En estos casos, el haz múltiple será más satisfactorio que mover un solo haz, debido a que ello permite usar más altas frecuencias que proporcionen puntos focales más pequeños y, por lo tanto, límites más precisos de la región de tejido destruido.

El aparato del invento que produce múltiples zonas focales para los fines antes descritos es una matriz de transductores plana o curvada plana, con una nueva disposición de puesta en fase. En la Fig. 1 se ha representado esquemáticamente una matriz lineal 10 de transductores individuales 12. Excitando cada uno de los transductores 12 con una fase diferente de la señal de ultrasonidos, la matriz 10 puede producir un haz de ultrasonidos enfocado en cualquier lugar deseado en su campo de vista.

Con objeto de enfocar el haz de la matriz 10 en un punto focal F, la respectiva fase aplicada a cualquier elemento transductor dado 12 de la matriz 10 es

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1

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en la cual \Phi_{e,f} es la fase para el elemento e-ésimo en el punto focal f-ésimo, d_{e} es la distancia desde el elemento 12 de la matriz dada al punto focal F deseado, d_{min} es la distancia desde la matriz 10 al punto F a lo largo de una línea perpendicular a la matriz 10, y \lambda es la longitud de onda de la señal de excitación de ultrasonidos.

La Fig. 2 representa la misma matriz 10 puesta en fase para producir múltiples puntos focales F_{1} y F_{2}. Con objeto de enfocar el haz en F_{1}, se debe excitar el elemento 12_{1} más superior de la matriz 10 con una onda sinusoidal de fase

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2

y con objeto de enfocar el haz en F_{2}, se debe excitar el mismo elemento con una onda sinusoidal de la misma frecuencia pero de fase

3

Con objeto de hacer que el haz se enfoque en F_{1} y en F_{2}, se deben sumar esas dos ondas sinusoidales. Es un hecho matemático que la suma de dos ondas sinusoidales de la misma frecuencia pero de diferentes fases es una onda sinusoidal de esa frecuencia pero de una fase resultante diferente a las fases de las ondas sinusoidales componentes, y de una amplitud resultante diferente a las amplitudes de las ondas sinusoidales componentes. A este respecto, ha de quedar entendido que las amplitudes de las ondas sinusoidales componentes pueden ser diferentes, de modo que produzcan intensidades de haz diferentes en los diferentes puntos focales.

El anterior cálculo para dos puestas en fase F_{1} y F_{2} puede ampliarse de la misma manera, para producir cualquier número de puestas en fase F_{1}, F_{2} ..... F_{n}, los cuales pueden estar alineados entre sí, pero que no es necesario que sea así. Si la fase calculada para el elemento i-ésimo y para el punto focal j-ésimo es \Phi_{ij} y la amplitud del punto focal j-ésimo es A_{j}, entonces la fase resultante \overline{\Phi_{i}} en el elemento i-ésimo es

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4

y la amplitud resultante A_{i} es

5

La limitación es que la separación lateral entre puntos focales no deberá ser inferior a la resolución lateral del haz, la cual es \frac{\lambda d_{min \ max}}{A} donde d_{din \ max} es el valor máximo de d_{min} para los diversos puntos focales, y A es la longitud de la matriz 10 en la dirección transversal al haz de la Fig. 2.

En la Fig. 3 se ha representado un aparato preferido para la apropiada puesta en fase de los elementos de transductor 12. La señal de ultrasonidos básica producida por el oscilador 14 se aplica a una línea de retardo derivada 16. Las derivaciones 18 de la línea de retardo forman las entradas y de un conmutador de conexión matricial (capaz de conectar múltiples entradas a múltiples salidas en forma matricial) controlado por un microprocesador 22. Cada uno de los elementos de transductor 12 de la matriz 10 está conectado a una de las salidas x del conmutador de conexión matricial a través de un amplificador de ganancia variable 24. Las ganancias de los amplificadores 24 son también controladas por el microprocesador 22.

Las derivaciones 18 de la línea de retardo son lo suficientemente numerosas, y tienen diferencias de fase entre ellas lo suficientemente pequeñas, como para proporcionar al conmutador de conexión matricial una selección suficiente de fases de la señal de ultrasonidos básica para poner en fase los elementos 12 con la suficiente precisión. En la práctica, esto puede significar, por ejemplo, 72 derivaciones espaciadas a 5º de diferencia de fase. Se comprenderá que cada elemento 12 de la matriz 10 está conectado por el conmutador de conexión matricial 20 a una, y solamente a una, de las derivaciones 18 de la línea de retardo 16.

En el uso de este invento, las coordenadas de los puntos focales deseados con respecto a la matriz 10 pueden ser entradas en el microprocesador 22 desde un teclado 26 o similar. La función del microprocesador 22 se ha ilustrado en el organigrama de la Fig. 4. Las conexiones en el conmutador de conexión matricial 20 y las ganancias relativas de los amplificadores 24 son calculadas por iteración y establecidas por el microprocesador 22. El organigrama de la Fig. 4 ilustra dos rutinas iterativas encajas entre sí, designadas por a y b, respectivamente, en cuya rutina a se calcula y se establece la fase combinada y la ganancia de un elemento individual 12 para una pluralidad de puntos focales F_{1} a F_{n}, mientras que en la rutina b se repiten estos cálculos y se establecen para cada uno de los elementos transductores 12_{1} a 12_{n}. En la Fig. 4, f es el número de iteración en la rutina a; e es el número de iteración en la rutina b; n_{f} es el número de puntos focales F; n_{e} es el número de elementos transductores 12; A_{f} es la amplitud de haz deseada del punto focal F_{f}; \Phi_{ef} es la fase necesaria para que el elemento 12_{b} se enfoque en el punto focal F_{a}; \Phi_{ef} es la fase de la onda sinusoidal que es la suma de todas las ondas sinusoidales de la fase \Phi_{ef} para un elemento 12_{b}; y A_{e} es la amplitud relativa de la onda sinusoidal sumada con respecto a la amplitud de las ondas sinusoidales componentes, para el elemento 12_{b}.

En las anteriores consideraciones se ha supuesto una matriz lineal unidimensional 10. Como se ha ilustrado en las Figs. 5A y 5B, las cuales representan una matriz bidimensional plana 10 con elementos de transductor alargados 12, el enfoque en la segunda dimensión se realiza típicamente mediante una lente física 28. Como resultado, los varios puntos focales F en tal matriz están todos en un mismo plano, el cual es el plano perpendicular a la lente 28 por su centro. Si se desea tener libertad para localizar los puntos focales F en un espacio tridimensional, se puede sustituir cada elemento alargado 12 por una fila de elementos excitables individualmente 12 (Fig. 6). Esto complica el cálculo geométrico de d para cada elemento, pero no cambia el hecho de que d es la distancia desde el elemento a una posición de punto focal seleccionado; por consiguiente, siguen siendo aplicables las mismas fórmulas para el cálculo de la fase.

El aparato de las Figs. 1-6 es extremadamente versátil y se presta de por sí a una serie de aplicaciones prácticas. Como se ha señalado en lo que antecede, permite no solamente la creación de cualquier patrón deseado de zonas focales de alta intensidad en un espacio tridimensional, sino que permite también que la intensidad del haz de ultrasonidos sea controlada por separado para cada una de esas zonas focales. Además, es posible cambiar dinámicamente las intensidades, haciendo para ello que el microprocesador 22 recalcule continuamente sus ondas sinusoidales sumadas mientras cambia los pesos de la amplitud de las ondas sinusoidales componentes de acuerdo con el movimiento de la matriz de transductores sobre el cuerpo de un paciente.

En la terapia lipolítica, por ejemplo, las amplitudes pueden ser iguales en una capa grasa central, e ir luego disminuyendo hasta cerca del borde (véase la Fig. 7). Para conseguir esto, se puede programar el microprocesador 22 para crear múltiples capas focales en la capa central de grasa y solamente una capa focal cerca del borde de la grasa. Como alternativa, el haz podría ser enfocado a grupos de puntos, y luego conmutado entre los grupos 36 y 38 (Fig. 8). En caso extremo, se podría secuenciar la matriz a alta velocidad a cada punto focal, pero a los niveles de potencia normalmente usados esto produciría cavitación de cada punto y podría producir resultados impredecibles. Otra alternativa es la de conmutar la posición de las zonas focales durante la exploración para crear bolsas aisladas de tejido muerto. Esto podría hacerse sobre un patrón similar a un panal de abeja en un plano, o según múltiples patrones en múltiples planos. Este último procedimiento permite tejido vivo muy próximo a todo el tejido muerto, para proporcionar una eliminación más rápida del tejido muerto a través de los procesos naturales del cuerpo. También proporciona una conexión continua desde un lado de la capa de grasa a otro de tejido vivo. Por consiguiente, no se necesita ningún dispositivo artificial para sujetar la piel al tejido que está por debajo. También se puede programar la matriz 10 para proporcionar una zona de destrucción continua manteniendo para ello estacionaria la matriz 10 y secuenciando los patrones focales. En la Fig. 9 se ha ilustrado una secuencia de cuatro patrones. Este uso sería apropiado para la eliminación de tumores o para el tratamiento de glándulas de formas arbitrarias.

La capacidad del microprocesador 22 para recalcular continuamente las fases y las intensidades de los elementos de transductor 12, hace que sea posible mover las zonas focales F en un espacio tridimensional sin mover ni explorar la matriz 10. Esto es útil en situaciones en las que no se pueda mover la matriz 10, por ejemplo, si se usa dentro del cuerpo del paciente.

Aunque el aparato de este invento tiene muchos usos, su ventaja principal es la de que hace que sea práctica la terapia lipolítica no invasiva. Comos e ha señalado en lo que antecede, en ausencias del invento la reducción de la longitud de la zona focal hasta donde la misma no trascienda los límites de la capa de grasa de un paciente con tan solo un ligero sobrepeso, da por resultado que se haga el punto focal tan pequeño que se requiere un espacio de tiempo desmesurado e impráctico para que una sola zona focal destruya un pequeño número de células grasas.

Con los múltiples puntos focales de este invento, sin embargo, el tiempo de tratamiento se reduce grandemente. Al mismo tiempo, los puntos focales individualizados producidos mediante este invento podrían dar por resultado preservar una estructura esponjosa de tejido sano alrededor de las células grasas destruidas, para soportar la piel y acelerar la absorción del tejido muerto.

Se puede usar un aparato 40 de obtención de imágenes (Fig. 3) para proporcionar una medida de diagnóstico cuantitativo de la profundidad y la localización del tejido antes de aplicar la terapia, y para vigilar la destrucción del tejido durante la terapia lipolítica. El aparato para la obtención de imágenes puede ser de cualquier clase bien conocida por quienes sean expertos en la técnica, por ejemplo, de obtención de imágenes por ultrasonidos, por CT (Tomografía Computerizada), por MRI (Obtención de Imágenes por Resonancia Magnética), por termografía, o similar. El aparato para obtención de imágenes por ultrasonidos puede ser integral con el transductor para la terapia y de amplificación en el tiempo con el mismo; pero también puede ser un dispositivo independiente separado.

También se puede usar un aparato 42 de control de la circulación y la temperatura del fluido para mantener la temperatura deseada del transductor y de la superficie de la piel con la que haga contacto. El aparato de control de la temperatura puede ser de cualquier clase bien conocida por quienes sean expertos en la técnica, por ejemplo, una bomba calorífica eléctrica, un radiador por evaporación, un depósito de gran volumen, o similar.

Ha de quedar entendido que el aparato utilizado como ejemplo para la terapia lipolítica aquí descrito y representado en los dibujos, representa solamente una realización actualmente preferida del invento. Ciertamente, se pueden efectuar varias modificaciones y adiciones a tal realización, sin rebasar el alcance del invento. Por consiguiente, otras modificaciones y adiciones pueden ser evidentes para quienes sean expertos en la técnica, y pueden ser realizadas para adaptar el presente invento para uso en una diversidad de diferentes aplicaciones.

Claims (9)

1. Un transductor de ultrasonidos (10) que comprende:

\quad

una matriz (10) de elementos de transductor de ultrasonidos (12) para generar un haz de energía de ultrasonidos; y

\quad

sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) operable para excitar simultáneamente dichos elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes retardos de fase, para enfocar simultáneamente dicho haz de energía de ultrasonidos en una pluralidad de zonas focales individualizadas (36);

caracterizado porque dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar:

i)

para excitar diferentes elementos de transductor (12) de dicha matriz (10) con señales de excitación que tienen diferentes amplitudes y fases;

ii)

aplicar simultáneamente un primer conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de producir un haz enfocado en un primer patrón de zonas focales (36); y además

iii)

aplicar simultáneamente un segundo conjunto de señales de excitación a los elementos de transductor (12) para producir un haz enfocado en un segundo patrón diferente de zonas focales (38).

2. El transductor según la reivindicación 1, que comprende medios (22) para determinar, para cada elemento de transductor (12), las fases de una pluralidad de señales de excitación componentes a ser aplicadas al elemento de transductor (12) para conseguir focos en una pluralidad de zonas focales y en que dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar para aplicar una señal de excitación al elemento (12) que está formado por la suma de las señales de excitación componentes.

3. El transductor según cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2, en el que dicho circuito de excitación comprende:

a)

un oscilador (14) dispuesto para producir una onda sinusoidal;

b)

una línea de retardo derivada (16) conectada a dicho oscilador (14) para así proporcionar varias fases de dicha onda sinusoidal en las derivaciones de dicha línea de retardo derivada (16);

c)

un conmutador de conexión matricial (20) dispuesto para conectar selectivamente cada elemento (12) de dicha matriz de transductores (10) a una, y solamente a una, de dichas derivaciones;

d)

estando dispuesta cada una de dichas derivaciones para proporcionar al elemento (12) conectado a la misma una onda sinusoidal de una fase que representa la fase de una onda sinusoidal que es la suma de las ondas sinusoidales que se necesita que sean aplicadas a dicho elemento (12) con objeto de enfocar dicha matriz (10) por separado en cada una de dichas zonas focales (36).

4. El transductor según la reivindicación 3, en el que el circuito de excitación comprende:

e)

un amplificador de ganancia variable interpuesto en cada conexión entre uno de dichos elementos (12) y su derivación.

5. El transductor según la reivindicación 3, que comprende además:

e)

un microprocesador (22) conectado a dicho conmutador de conexión matricial (20) para conmutar el mismo, estando dispuesto dicho microprocesador (22) para calcular las fases de dicha onda sinusoidal generada por dicho oscilador (14) para que sean aplicadas a cada elemento (12) de dicha matriz (10) con objeto de enfocar simultáneamente dicha matriz (10) en cada una de dichas zonas focales, y para conmutar dicho conmutador de conexión matricial (20) de acuerdo con los valores de las fases así calculados.

6. El transductor según la reivindicación 5, que comprende además:

e)

amplificadores de ganancia variable (24) interpuestos en las conexiones entre dichos elementos (12) y dichas derivaciones, estando además dispuesto dicho microprocesador (22) para calcular las amplitudes de dicha onda sinusoidal generada por dicho oscilador (14) a ser aplicadas a cada elemento (12) de dicha matriz con objeto de producir una intensidad de haz seleccionada en cada una de dichas zonas focales (36), y para controlar dichos amplificadores de ganancia variable de acuerdo con los valores de la amplitud así calculados.

7. El transductor según la reivindicación 3, que comprende además:

f)

aparato de control de la temperatura conectado a dicha matriz de transductores (10) y operable para mantener dicha matriz a una temperatura predeterminada.

8. El transductor según la reivindicación 3, que comprende además:

h)

aparato para obtención de imágenes conectado a dicha matriz de transductores (10) y operable para obtener imágenes de dichas zonas focales (36).

9. El transductor según la reivindicación 1, en el que dicho sistema de circuitos de excitación (14, 16, 20, 24) puede funcionar para aplicar diferentes conjuntos de señales de excitación a los elementos de transductor (12) con objeto de mover las zonas focales en un espacio tridimensional sin mover ni explorar la matriz (10).